JP7247671B2

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Publication number: JP7247671B2
Application number: JP2019046785A
Authority: JP
Inventors: 一宏逆井; 学赤松; 友暁小嶋; 秀明小澤; 英之梅川
Original assignee: Fuji Xerox Co Ltd; Fujifilm Business Innovation Corp
Current assignee: Fujifilm Business Innovation Corp
Priority date: 2019-03-14
Filing date: 2019-03-14
Publication date: 2023-03-29
Anticipated expiration: 2039-03-14
Also published as: JP2020146261A

Description

本発明は、生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラムに関する。 The present invention relates to a biological information measuring device and a biological information measuring program.

特許文献１には、センサを用いて生体から抽出した動脈血の吸光度信号に基づいて酸素飽和度の変化を算出する酸素運搬の循環時間測定方法が記載されている。この酸素運搬の循環時間測定方法は、生体への吸気酸素量を変化させると共にその変化させた時点を基準点とし、その基準点から動脈血の酸素飽和度が変化するまでの時間を測定する。Patent Literature 1 describes a method for measuring circulation time of oxygen delivery in which changes in oxygen saturation are calculated based on an absorbance signal of arterial blood extracted from a living body using a sensor. In this oxygen delivery circulation time measurement method, the intake oxygen amount to the living body is changed, and the time point of the change is used as a reference point, and the time from the reference point until the oxygen saturation of arterial blood changes is measured.

特開２００６－２３１０１２号公報Japanese Patent Application Laid-Open No. 2006-231012

血液の拍出量と相関がある生体情報を、血中の酸素濃度の変化によって測定することがある。したがって、これまでは被測定者に呼吸を停止させ、生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が現れる長さとして予め定められた規定時間の経過後に呼吸を再開させることで、血中の酸素濃度に変化を生じさせ、生体情報を測定している。 Biological information that correlates with blood stroke volume may be measured from changes in blood oxygen concentration. Therefore, until now, the person to be measured is made to stop breathing and resumes breathing after the lapse of a predetermined time, which is the length in which the oxygen concentration in the blood required for measurement of biological information changes. It changes the oxygen concentration inside and measures biological information.

しかしながら、生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が現れるまでの長さには個人差がある。したがって、他の被測定者に比べて生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が早く現れる被測定者の場合、必要以上に呼吸を停止しなければならず、場合によっては息苦しくなることがある。また、他の被測定者に比べて生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が遅く現れる被測定者の場合、規定時間が経過しても生体情報の測定に必要な血中の酸素濃度の変化が現れないこともあり、このような場合、生体情報の測定精度の低下につながる。 However, there are individual differences in the length of time until changes in blood oxygen concentration appear, which are necessary for measuring biological information. Therefore, in the case of a subject whose blood oxygen concentration required for measuring biological information changes earlier than other subjects, it is necessary to stop breathing more than necessary, and in some cases it becomes difficult to breathe. Sometimes. In addition, in the case of a subject whose blood oxygen concentration necessary for measuring biological information changes later than other subjects, the blood oxygen concentration necessary for measuring biological information does not change even after the specified time has passed. In some cases, the change in oxygen concentration does not appear, and in such a case, it leads to a decrease in the measurement accuracy of biological information.

本発明は、呼吸を止めてから規定時間の経過に伴って呼吸を再開する場合と比較して、血液の拍出量と相関がある生体情報を精度よく測定することができる生体情報測定装置、及び生体情報測定プログラムを提供することを目的とする。 The present invention is a biological information measuring device that can accurately measure biological information correlated with blood stroke volume compared to the case where breathing is resumed after a specified time has elapsed after stopping breathing. and to provide a biological information measurement program.

上記目的を達成するために、第１態様に係る生体情報測定装置は、被測定者に照射された第１の波長を有する光の受光量の変化を表す第１の信号と、前記被測定者に照射された第２の波長を有する光の受光量の変化を表す第２の信号を用いて、呼吸の停止及び再開に伴う血中酸素濃度の変化と相関関係のある生体情報を測定する測定部と、前記測定部で前記生体情報が呼吸を停止する前より低下したと測定された場合に呼吸を再開するように報知する報知部と、を備える。 In order to achieve the above object, a biological information measuring apparatus according to a first aspect provides a first signal representing a change in the amount of received light having a first wavelength applied to a person to be measured; A measurement that measures biological information correlated with changes in blood oxygen levels associated with the cessation and resumption of breathing using a second signal that represents changes in the amount of light received that has a second wavelength. and a reporting unit that reports to resume breathing when the measuring unit measures that the biological information is lower than before stopping breathing.

第２態様に係る生体情報測定装置は、第１態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記生体情報の変化が前記生体情報の低下を表す予め定めた低下条件を満たした場合に、前記生体情報が呼吸を停止する前より低下したと測定する。 A biological information measuring device according to a second aspect is the biological information measuring device according to the first aspect, wherein when the measuring unit satisfies a predetermined decrease condition indicating that a change in the biological information indicates a decrease in the biological information, , the biometric information is measured to be lower than before breathing was stopped.

第３態様に係る生体情報測定装置は、第２態様に係る生体情報測定装置において、前記低下条件が、前記生体情報が予め定めた基準閾値よりも低下するという条件に設定される。 A biological information measuring device according to a third aspect is the biological information measuring device according to the second aspect, wherein the lowering condition is set to a condition that the biological information lowers below a predetermined reference threshold.

第４態様に係る生体情報測定装置は、第３態様に係る生体情報測定装置において、前記低下条件が、前記生体情報が前記基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間における前記生体情報の統計量が、前記基準閾値よりも低下するという条件に設定される。 A biological information measuring device according to a fourth aspect is the biological information measuring device according to the third aspect, wherein the decrease condition is statistical statistics of the biological information in a predetermined period after the biological information has decreased below the reference threshold value. Amount is set to the condition that it falls below the reference threshold.

第５態様に係る生体情報測定装置は、第３態様に係る生体情報測定装置において、前記低下条件が、前記生体情報が前記基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間における前記生体情報の低下の度合いが、予め定めた基準の低下度合いを超えるという条件に設定される。 A biological information measuring device according to a fifth aspect is the biological information measuring device according to the third aspect, wherein the deterioration condition is that the biological information decreases during a predetermined period after the biological information decreases below the reference threshold value. is set to exceed a predetermined reference degree of decrease.

第６態様に係る生体情報測定装置は、第３態様～第５態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記第１の波長を有する光、及び前記第２の波長を有する光が照射される前記被測定者の部位によって、前記基準閾値が異なる。 A biological information measuring device according to a sixth aspect is the biological information measuring device according to any one of the third to fifth aspects, wherein the light having the first wavelength and the light having the second wavelength are The reference threshold differs depending on the part of the person to be measured that is irradiated.

第７態様に係る生体情報測定装置は、第２態様に係る生体情報測定装置において、前記低下条件が、前記生体情報の低下の度合いが予め定めた基準の低下度合いを超えるという条件に設定される。 A biological information measuring device according to a seventh aspect is the biological information measuring device according to the second aspect, wherein the deterioration condition is set to a condition that the degree of deterioration of the biological information exceeds a predetermined reference degree of deterioration. .

第８態様に係る生体情報測定装置は、第７態様に係る生体情報測定装置において、前記生体情報の低下の度合いが前記生体情報の変化を表すグラフの傾きによって表される。 A biological information measuring device according to an eighth aspect is the biological information measuring device according to the seventh aspect, wherein the degree of deterioration of the biological information is represented by a slope of a graph representing changes in the biological information.

第９態様に係る生体情報測定装置は、第１態様～第８態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記生体情報の低下に伴う前記報知部の報知によって再開された前記被測定者の呼吸の再開時間から前記生体情報の変曲点が現れるまでの時間を、呼吸の再開によって体内に取り込まれた酸素が前記第１の波長を有する光、及び前記第２の波長を有する光が照射される部位に達するまでの時間を表す酸素循環時間として測定する。 A biological information measuring device according to a ninth aspect is the biological information measuring device according to any one of the first aspect to the eighth aspect, wherein the measuring unit restarts when the notifying unit notifies that the biological information has decreased. The light having the first wavelength and the light having the first wavelength and the second It is measured as the oxygen circulation time, which represents the time it takes for the light having the wavelength of to reach the irradiated site.

第１０態様に係る生体情報測定装置は、第９態様に係る生体情報測定装置において、前記第１の信号または前記第２の信号から前記被測定者の呼吸波形を抽出する呼吸波形抽出部を備え、前記測定部は、前記呼吸波形抽出部で抽出された前記被測定者の呼吸波形から得られる呼吸の再開時間を前記被測定者の呼吸の再開時間とする。 A biological information measuring device according to a tenth aspect is the biological information measuring device according to the ninth aspect, further comprising a respiratory waveform extracting unit for extracting a respiratory waveform of the subject from the first signal or the second signal. The measurement unit determines the respiration time obtained from the respiration waveform of the subject extracted by the respiration waveform extraction unit as the respiration resumption time of the subject.

第１１態様に係る生体情報測定装置は、第９態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記報知部が呼吸の再開を報知した時間を前記被測定者の呼吸の再開時間とする。 A biological information measuring device according to an eleventh aspect is the biological information measuring device according to the ninth aspect, wherein the measurement unit sets the time at which the reporting unit reports the resumption of respiration as the respiration resumption time of the subject. .

第１２態様に係る生体情報測定装置は、第９態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記報知部が呼吸の再開を報知した後、前記被測定者が呼吸を再開したことを通知する再開通知を受け付けた時間を前記被測定者の呼吸の再開時間とする。 A biological information measuring device according to a twelfth aspect is the biological information measuring device according to the ninth aspect, wherein the measurement unit notifies that the person to be measured has resumed breathing after the notification unit has notified that breathing has resumed. The time at which the resumption notification is received is defined as the respiration resumption time of the person to be measured.

第１３態様に係る生体情報測定装置は、第９態様～第１２態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記酸素循環時間の測定を開始する前と後で、前記被測定者の異なる部位の前記生体情報を測定する。 A biological information measuring device according to a thirteenth aspect is the biological information measuring device according to any one of the ninth to twelfth aspects, wherein the measurement unit, before and after starting the measurement of the oxygen circulation time, The biological information of different parts of the subject is measured.

第１４態様に係る生体情報測定装置は、第１３態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記酸素循環時間の測定を開始する前は、前記生体情報を測定している他の部位に比べて前記生体情報が早く低下する部位の前記生体情報を測定し、前記酸素循環時間の測定を開始した後は、前記生体情報を測定している他の部位に比べて、前記被測定者の呼吸の変化に対して前記生体情報が変化するまでに時間を要する部位の前記生体情報を測定する。 A biological information measuring device according to a fourteenth aspect is the biological information measuring device according to the thirteenth aspect, wherein the measuring unit, before starting the measurement of the oxygen circulation time, measures the other part where the biological information is being measured. After measuring the biometric information of the site where the biometric information declines faster than before and starting the measurement of the oxygen circulation time, the subject's The biological information is measured for a region where it takes time for the biological information to change with respect to changes in respiration.

第１５態様に係る生体情報測定装置は、第１４態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記酸素循環時間の測定を開始するまでは前記被測定者の耳たぶの前記生体情報を測定し、前記酸素循環時間の測定を開始した後は、前記被測定者の指先の前記生体情報を測定する。 A biological information measuring device according to a fifteenth aspect is the biological information measuring device according to the fourteenth aspect, wherein the measuring unit measures the biological information of the subject's earlobe until the measurement of the oxygen circulation time is started. Then, after starting the measurement of the oxygen circulation time, the biological information of the fingertip of the subject is measured.

第１６態様に係る生体情報測定装置は、第１態様～第１５態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記被測定者の動脈血液量の変化に伴う、前記第１の信号の変化量と前記第２の信号の変化量との差が小さくなるように、前記第１の信号及び前記第２の信号の少なくとも一方を補正する補正部を備え、前記測定部は、前記補正部により少なくとも一方が補正された第１の信号の値及び第２の信号の値との差分を用いて前記生体情報の変化を測定する。 A biological information measuring device according to a sixteenth aspect is the biological information measuring device according to any one of the first to fifteenth aspects, wherein the first signal changes with changes in arterial blood volume of the subject. a correction unit that corrects at least one of the first signal and the second signal so that a difference between the amount of change and the amount of change of the second signal is reduced; Using the difference between the value of the first signal and the value of the second signal, at least one of which is corrected by using the difference, the change in the biometric information is measured.

第１７態様に係る生体情報測定装置は、第１態様～第１５態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置において、前記測定部が、前記第１の信号の変化量と前記第２の信号の変化量の比率を用いて前記生体情報の変化を測定する。 A biological information measuring device according to a seventeenth aspect is the biological information measuring device according to any one of the first aspect to the fifteenth aspect, wherein the measurement unit measures the amount of change in the first signal and the second signal The change in the biometric information is measured using the ratio of the amount of change in .

第１８態様に係る生体情報測定プログラムは、コンピュータを、第１態様～第１７態様の何れかの態様に係る生体情報測定装置の各部として機能させるためのプログラムである。 A biological information measuring program according to an eighteenth aspect is a program for causing a computer to function as each part of the biological information measuring device according to any one of the first to seventeenth aspects.

第１態様及び第１８態様によれば、呼吸を止めてから規定時間の経過に伴って呼吸を再開する場合と比較して、血液の拍出量と相関がある生体情報を精度よく測定することができる、という効果を有する。 According to the first aspect and the eighteenth aspect, biometric information correlated with the stroke volume of blood can be accurately measured compared to the case where breathing is resumed with the lapse of a specified time after stopping breathing. has the effect of being able to

第２態様によれば、生体情報の低下が低下したことを表す共通の低下条件を設定しない場合と比較して、生体情報が低下したか定量的に判定することができる、という効果を有する。 According to the second aspect, there is an effect that it is possible to quantitatively determine whether or not the biometric information has decreased compared to the case where the common decrease condition indicating that the decrease of the biometric information has decreased is not set.

第３態様によれば、これまでに測定した測定データを用いることなく、最新の測定データだけで生体情報が低下したか判定することができる、という効果を有する。 According to the third aspect, there is an effect that it is possible to determine whether or not the biological information has decreased based only on the latest measurement data without using the measurement data measured so far.

第４態様によれば、生体情報が基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間で再び基準閾値以上となるような変動を示す場合であっても、生体情報が低下したか判定することができる、という効果を有する。 According to the fourth aspect, it is possible to determine whether or not the biometric information has decreased even when the biometric information shows a change such that it becomes equal to or greater than the reference threshold value again in a predetermined period after the biometric information has decreased from the reference threshold value. It has the effect of being able to

第５態様によれば、生体情報が基準閾値よりも低下した後の予め定めた期間で再び基準閾値以上となるような変動を示す場合であっても、生体情報が低下したか判定することができる、という効果を有する。 According to the fifth aspect, it is possible to determine whether or not the biometric information has decreased even when the biometric information shows a change such that it becomes equal to or greater than the reference threshold value again in a predetermined period after the biometric information has decreased from the reference threshold value. It has the effect of being able to

第６態様によれば、生体情報を測定する部位と関係なく、基準閾値を同じ値に設定する場合と比較して、生体情報が低下したことを精度よく判定することができる、という効果を有する。 According to the sixth aspect, there is an effect that it is possible to accurately determine that the biometric information has decreased compared to the case where the reference threshold value is set to the same value regardless of the part where the biometric information is measured. .

第７態様によれば、予め基準閾値を設定することなく、生体情報が低下したか判定することができる、という効果を有する。 According to the seventh aspect, there is an effect that it is possible to determine whether the biometric information has decreased without setting a reference threshold in advance.

第８態様によれば、生体情報の低下の度合いを視覚的に表すことができる、という効果を有する。 According to the eighth aspect, there is an effect that the degree of degradation of biometric information can be visually represented.

第９態様によれば、波長の異なる２つの光を被測定者に照射することで、酸素循環時間を測定することができる、という効果を有する。 According to the ninth aspect, there is an effect that the oxygen circulation time can be measured by irradiating the subject with two lights having different wavelengths.

第１０態様によれば、酸素循環時間の測定に伴って得られる呼吸波形から、呼吸の再開時間を取得することができる、という効果を有する。 According to the tenth aspect, there is an effect that the respiration resuming time can be obtained from the respiratory waveform obtained along with the measurement of the oxygen circulation time.

第１１態様によれば、呼吸の再開時間を呼吸波形から取得する場合と比較して、容易に取得することができる、という効果を有する。 According to the eleventh aspect, there is an effect that it is possible to obtain the respiration resuming time more easily than in the case of obtaining the respiration time from the respiration waveform.

第１２態様によれば、報知部が呼吸の再開を報知した時間を呼吸の再開時間とする場合と比較して、呼吸の再開時間を精度よく取得することができる、という効果を有する。 According to the twelfth aspect, there is an effect that it is possible to acquire the respiration resumption time with high accuracy, compared to the case where the time when the notification unit notifies respiration resumption is used as the respiration resumption time.

第１３態様によれば、酸素循環時間の測定が終了するまで同じ部位の生体情報を測定し続ける場合と比較して、酸素循環時間を精度よく測定することができる、という効果を有する。 According to the thirteenth aspect, there is an effect that the oxygen circulation time can be measured with high accuracy as compared with the case where the biological information of the same site is continuously measured until the measurement of the oxygen circulation time is finished.

第１４態様によれば、酸素循環時間の測定が終了するまで同じ部位の生体情報を測定し続ける場合と比較して、酸素循環時間の測定に伴い被測定者に生じる負担を軽減することができる、という効果を有する。 According to the fourteenth aspect, it is possible to reduce the burden on the person to be measured due to the measurement of the oxygen circulation time, compared to the case where the biological information of the same site is continuously measured until the measurement of the oxygen circulation time is completed. , has the effect of

第１５態様によれば、酸素循環時間の測定を開始するまでは被測定者の指先の生体情報を測定する場合と比較して、生体情報が低下したか早く判定することができる、という効果を有する。 According to the fifteenth aspect, until the measurement of the oxygen circulation time is started, compared to the case of measuring the biometric information of the fingertip of the subject, it is possible to quickly determine whether the biometric information has decreased. have.

第１６態様によれば、第１の信号の変化量と第２の信号の変化量の比率を用いて生体情報の変化を測定する場合と比較して、生体情報の変化を精度よく測定することができる、という効果を有する。 According to the sixteenth aspect, the change in biometric information can be measured with higher accuracy than when the change in biometric information is measured using the ratio of the amount of change in the first signal and the amount of change in the second signal. has the effect of being able to

第１７態様によれば、少なくとも一方が補正された第１の信号の値及び第２の信号の値との差分を用いて生体情報の変化を測定する場合と比較して、生体情報の測定に要する時間を短縮することができる、という効果を有する。 According to the seventeenth aspect, compared to the case of measuring changes in biological information using the difference between the value of the first signal and the value of the second signal, at least one of which is corrected, the measurement of biological information It has the effect of being able to shorten the time required.

血流情報及び血中の酸素飽和度の測定例を示す模式図である。It is a schematic diagram which shows the blood flow information and the measurement example of oxygen saturation in blood.生体からの反射光による受光量の変化の一例を示すグラフである。4 is a graph showing an example of changes in the amount of received light due to reflected light from a living body.血管にレーザ光を照射した場合に生じるドップラーシフトの説明に供する模式図である。FIG. 4 is a schematic diagram for explaining Doppler shift that occurs when a blood vessel is irradiated with laser light.血管にレーザ光を照射した場合に生じるスペックルの説明に供する模式図である。FIG. 4 is a schematic diagram for explaining speckles that occur when a blood vessel is irradiated with laser light.単位時間における周波数毎のスペクトル分布の一例を示すグラフである。It is a graph which shows an example of spectrum distribution for every frequency in unit time.単位時間あたりの血流量の変化の一例を示すグラフである。It is a graph which shows an example of the change of the blood flow volume per unit time.生体に吸収される光の吸光量の変化の一例を示すグラフである。It is a graph which shows an example of the change of the light absorption amount of the light absorbed by the living body.ヘモグロビンによる吸光度特性の一例を示すグラフである。4 is a graph showing an example of absorbance characteristics of hemoglobin;呼吸波形の測定原理の説明に供する模式図である。FIG. 3 is a schematic diagram for explaining the principle of measuring a respiratory waveform;拍出量の測定原理の説明に供する模式図である。FIG. 2 is a schematic diagram for explaining the principle of measuring cardiac output; FIG.ＬＦＣＴの測定方法の一例を説明するためのグラフである。It is a graph for demonstrating an example of the measuring method of LFCT.生体情報測定装置の電気的な構成の一例を示すブロック図である。It is a block diagram which shows an example of the electrical structure of a biological information measuring device.生体情報測定装置における発光素子及び受光素子の配置の一例を示す図である。It is a figure which shows an example of arrangement|positioning of the light emitting element in a biological information measuring device, and a light receiving element.生体情報測定装置における発光素子及び受光素子の配置の別の例を示す図である。It is a figure which shows another example of arrangement|positioning of the light emitting element and the light receiving element in a biological information measuring apparatus.受光素子におけるデータのサンプリングタイミングの一例を示すグラフである。5 is a graph showing an example of data sampling timing in a light receiving element;生体情報測定装置の機能的な構成の一例を示すブロック図である。It is a block diagram which shows an example of a functional structure of a biological information measuring device.生体情報測定装置における測定処理の流れの一例を示すフローチャートである。It is a flow chart which shows an example of the flow of measurement processing in a biological information measuring device.ＩＲ光信号の振幅及び赤色光信号の振幅の一例を示すグラフである。FIG. 5 is a graph showing an example of the amplitude of an IR light signal and the amplitude of a red light signal; FIG.係数と脈波差との関係の一例を示すグラフである。4 is a graph showing an example of the relationship between a coefficient and a pulse wave difference;ＩＲ光信号の時系列データ及び赤色光信号の時系列データの一例を示すグラフである。5 is a graph showing an example of time-series data of an IR light signal and time-series data of a red light signal;補正後のＩＲ光信号の時系列データ及び赤色光信号の時系列データの一例を示すグラフである。7 is a graph showing an example of corrected time-series data of an IR light signal and time-series data of a red light signal;脈波差から特定されたＬＦＣＴの一例を示すグラフである。FIG. 10 is a graph showing an example of LFCT identified from pulse wave difference; FIG.振幅比から特定されたＬＦＣＴを示すグラフである。FIG. 4 is a graph showing LFCT identified from amplitude ratio; FIG.

以下、図面を参照して、本発明を実施するための形態の一例について詳細に説明する。 Hereinafter, an example of a mode for carrying out the present invention will be described in detail with reference to the drawings.

まず、図１を参照して、生体情報のうち、特に血液に関する生体情報の一例である血流情報及び血中の酸素飽和度の測定方法について説明する。 First, with reference to FIG. 1, a method of measuring blood flow information and oxygen saturation in blood, which is an example of biological information, particularly concerning blood, among biological information will be described.

図１は、本実施形態に係る血流情報及び血中の酸素飽和度の測定例を示す模式図である。 FIG. 1 is a schematic diagram showing a measurement example of blood flow information and blood oxygen saturation according to the present embodiment.

図１に示すように、血流情報及び血中の酸素飽和度とは、被測定者の体（生体８）に向けて発光素子１から光を照射し、受光素子３で受光した、生体８の体内に張り巡らされている動脈４、静脈５、及び毛細血管６等の反射又は透過した光の強さ、すなわち、反射光又は透過光の受光量を用いて測定される。 As shown in FIG. 1, the blood flow information and the oxygen saturation in the blood are obtained by irradiating the body (living body 8) of the person to be measured with light from thelight emitting element 1 and receiving the light with thelight receiving element 3. It is measured using the intensity of light reflected or transmitted througharteries 4,veins 5,capillaries 6, etc., which are spread throughout the human body, that is, the amount of reflected light or transmitted light received.

（血流情報の測定）
図２は、本実施形態に係る生体８からの反射光による受光量の変化の一例を示すグラフである。(Measurement of blood flow information)
FIG. 2 is a graph showing an example of changes in the amount of received light due to reflected light from the livingbody 8 according to this embodiment.

なお、図２において、グラフ８０の横軸は時間の経過を表し、縦軸は受光素子３の受光量を表す。 2, the horizontal axis of thegraph 80 represents the passage of time, and the vertical axis represents the amount of light received by thelight receiving element 3. As shown in FIG.

図２に示すように、受光素子３の受光量は時間の経過に伴って変化するが、これは血管を含む生体８への光の照射に対して現われる３つの光学現象の影響を受けるためであると考えられる。 As shown in FIG. 2, the amount of light received by the light-receivingelement 3 changes with the passage of time. It is believed that there is.

１つ目の光学現象として、脈動によって、測定している血管内に存在する血液量が変化することによる光の吸収の変化が考えられる。血液には、例えば赤血球等の血球細胞が含まれ、毛細血管６等の血管内を移動するため、血液量が変化することによって血管内を移動する血球細胞の数も変化し、受光素子３での受光量に影響を与えることがある。 As the first optical phenomenon, a change in light absorption due to a change in the amount of blood present in the blood vessel being measured due to pulsation can be considered. Blood contains blood cells such as red blood cells, and moves in blood vessels such ascapillaries 6. Therefore, the number of blood cells moving in the blood vessels changes as the amount of blood changes. may affect the amount of light received.

２つ目の光学現象として、ドップラーシフトによる影響が考えられる。 As the second optical phenomenon, the influence of Doppler shift can be considered.

図３は、本実施形態に係る血管にレーザ光を照射した場合に生じるドップラーシフトの説明に供する模式図である。 FIG. 3 is a schematic diagram for explaining the Doppler shift that occurs when a laser beam is applied to a blood vessel according to this embodiment.

図３に示すように、例えばレーザ光のような周波数ω₀のコヒーレント光４０を発光素子１から血管の一例である毛細血管６を含む領域に照射した場合、毛細血管６を移動する血球細胞で散乱した散乱光４２は、血球細胞の移動速度により決まる差周波Δω₀を有するドップラーシフトを生じることになる。一方、血球細胞等の移動体を含まない皮膚等の組織（静止組織）で散乱した散乱光４２の周波数は、照射したレーザ光の周波数と同じ周波数ω₀を維持する。したがって、毛細血管６等の血管で散乱したレーザ光の周波数ω₀＋Δω₀と、静止組織で散乱したレーザ光の周波数ω₀とが互いに干渉し、差周波Δω₀を有するビート信号が受光素子３で観測され、受光素子３の受光量が時間の経過に伴って変化する。なお、受光素子３で観測されるビート信号の差周波Δω₀は血球細胞の移動速度に依存するが、約数十ｋＨｚを上限とした範囲に含まれる。As shown in FIG. 3, for example, whencoherent light 40 with a frequency ω₀ such as laser light is irradiated from thelight emitting element 1 to a region including acapillary 6, which is an example of a blood vessel, blood cells moving in thecapillary 6 Scattered scattered light 42 will undergo a Doppler shift with a difference frequency Δω₀ determined by the moving velocity of blood cells. On the other hand, the frequency of scattered light 42 scattered by a tissue (stationary tissue) such as skin that does not contain moving bodies such as blood cells maintains the same frequency ω₀ as the frequency of the irradiated laser light. Therefore, the frequency ω₀ +Δω₀ of the laser light scattered by the blood vessels such as thecapillaries 6 and the frequency ω₀ of the laser light scattered by the stationary tissue interfere with each other, and the beat signal having the difference frequency Δω₀ is generated by thelight receiving element 3. , and the amount of light received by thelight receiving element 3 changes with the lapse of time. The difference frequency Δω₀ of the beat signal observed by the light-receivingelement 3 depends on the moving speed of blood cells, but is within a range with an upper limit of about several tens of kHz.

また、３つ目の光学現象として、スペックルによる影響が考えられる。 Also, as the third optical phenomenon, the influence of speckle can be considered.

図４は、本実施形態に係る血管にレーザ光を照射した場合に生じるスペックルの説明に供する模式図である。 FIG. 4 is a schematic diagram for explaining speckles that occur when laser light is applied to a blood vessel according to the present embodiment.

図４に示すように、レーザ光のようなコヒーレント光４０を、発光素子１から血管中を矢印４４の方向に移動する赤血球等の血球細胞７に照射した場合、血球細胞７にぶつかったレーザ光は様々な方向に散乱する。散乱光は位相が異なるためにランダムに干渉し合う。これによりランダムな斑点模様の光強度分布を生じる。このようにして形成される光強度の分布パターンは「スペックルパターン」と呼ばれる。 As shown in FIG. 4, whencoherent light 40 such as laser light is irradiated from light emittingelement 1 to blood cells 7 such as red blood cells moving in the direction ofarrow 44 in a blood vessel, the laser light collides with blood cells 7. scatters in different directions. Scattered light interferes randomly due to different phases. This produces a random speckled light intensity distribution. A light intensity distribution pattern formed in this way is called a "speckle pattern".

既に説明したように、血球細胞７は血管中を移動するため、血球細胞７における光の散乱状態が変化し、スペックルパターンが時間の経過と共に変動する。したがって、受光素子３の受光量が時間の経過に伴って変化する。 As already explained, since the blood cells 7 move through the blood vessel, the light scattering state of the blood cells 7 changes, and the speckle pattern changes over time. Therefore, the amount of light received by thelight receiving element 3 changes over time.

次に、血流情報の求め方の一例について説明する。図２に示す時間経過に伴う受光素子３の受光量が得られた場合、予め定めた単位時間Ｔ₀の範囲に含まれるデータを切り出し、当該データに対して、例えば高速フーリエ変換（Fast Fourier Transform: FFT）を実行することで、周波数ω毎のスペクトル分布が得られる。Next, an example of how to obtain blood flow information will be described. When the amount of light received by thelight receiving element 3 with the passage of time shown in FIG. 2 is obtained, the data included in the range of a predetermined unit time T₀ is cut out, and the data is subjected to, for example, a Fast Fourier Transform : FFT) to obtain the spectral distribution for each frequency ω.

図５は、本実施形態に係る単位時間Ｔ₀における周波数ω毎のスペクトル分布の一例を示すグラフである。FIG. 5 is a graph showing an example of spectral distribution for each frequency ω in unit time T₀ according to this embodiment.

なお、図５において、グラフ８２の横軸は周波数ωを表し、縦軸はスペクトル強度を表す。 In FIG. 5, the horizontal axis ofgraph 82 represents frequency ω, and the vertical axis represents spectrum intensity.

ここで、血液量はグラフ８２の横軸と縦軸とで囲まれた斜線領域８４で表されるパワースペクトルの面積を全光量で規格化した値に比例する。また、血流速度はグラフ８２で表されるパワースペクトルの周波数平均値に比例するため、周波数ωと周波数ωにおけるパワースペクトルの積を周波数ωについて積分した値を斜線領域８４の面積で除算した値に比例する。 Here, the blood volume is proportional to the value obtained by normalizing the area of the power spectrum represented by the shadedarea 84 surrounded by the horizontal and vertical axes of thegraph 82 by the total amount of light. In addition, since the blood flow velocity is proportional to the frequency average value of the power spectrum represented by thegraph 82, the value obtained by integrating the product of the frequency ω and the power spectrum at the frequency ω with respect to the frequency ω is divided by the area of the shadedarea 84. proportional to

なお、血流量は血液量と血流速度の積で表わされるため、上記血液量と血流速度の算出式より求めることが可能である。血流量、血流速度、血液量は血流情報の一例であり、血流情報はこれに限定されない。 Since the blood flow is expressed as the product of the blood volume and the blood flow velocity, it can be obtained from the above formula for calculating the blood volume and the blood flow velocity. Blood flow, blood flow velocity, and blood volume are examples of blood flow information, and blood flow information is not limited to these.

図６は、本実施形態に係る単位時間Ｔ₀あたりの血流量の変化の一例を示すグラフである。FIG. 6 is a graph showing an example of changes in blood flow per unit time T₀ according to this embodiment.

なお、図６において、グラフ８６の横軸は時間を表し、縦軸は血流量を表す。 In FIG. 6, the horizontal axis ofgraph 86 represents time, and the vertical axis represents blood flow.

図６に示すように、血流量は時間と共に変動するが、その変動の傾向は２つの種類に分類される。例えば図６の区間Ｔ_１における血流量の変動幅８８に比べて、区間Ｔ_２における血流量の変動幅９０は大きい。これは、区間Ｔ_１における血流量の変化が、主に脈の動きに伴う血流量の変化であるのに対して、区間Ｔ_２における血流量の変化は、例えばうっ血や神経活動等の原因に伴う血流量の変化を示しているためであると考えられる。As shown in FIG. 6, the blood flow fluctuates over time, and the tendency of the fluctuation is classified into two types. For example, thevariation width 90 of the blood flow volume in the interval_T2 is larger than thevariation width 88 of the blood flow volume in the interval_T1 in FIG. This is because the change in the blood flow in the section_T1 is mainly due to the movement of the pulse, whereas the change in the blood flow in the section_T2 is caused by, for example, congestion or nerve activity. It is considered that this is because it shows the accompanying change in blood flow.

（酸素飽和度の測定）
次に、血中の酸素飽和度の測定について説明する。血中の酸素飽和度とは、血中酸素濃度の一例であり、血液中のヘモグロビンがどの程度酸素と結合しているかを示す指標であり、血中の酸素飽和度が低下するにつれ、貧血等の症状が発生しやすくなる。(Measurement of oxygen saturation)
Next, the measurement of blood oxygen saturation will be described. Blood oxygen saturation is an example of blood oxygen concentration, and is an index showing how much hemoglobin in blood binds to oxygen. symptoms are more likely to occur.

図７は、本実施形態に係る生体８に吸収される光の吸光量の変化の一例を示すグラフである。 FIG. 7 is a graph showing an example of changes in the amount of light absorbed by the livingbody 8 according to this embodiment.

なお、図７において、グラフ９２の横軸は時間を表し、縦軸は吸光量を表す。 In FIG. 7, the horizontal axis of thegraph 92 represents time, and the vertical axis represents the amount of light absorption.

図７に示すように、生体８における吸光量は、時間の経過と共に変動する傾向が見られる。 As shown in FIG. 7, the amount of light absorbed by the livingbody 8 tends to fluctuate over time.

更に、生体８における吸光の変動に関する内訳について見てみると、主に動脈４によって吸光量が変動し、静脈５及び静止組織を含むその他の組織では、動脈４に比べて吸光量が変動しないとみなせる程度の変動量であることが知られている。これは、心臓から拍出された動脈血は脈波を伴って血管内を移動するため、動脈４が動脈４の断面方向に沿って経時的に伸縮し、動脈４の厚みが変化するためである。なお、図７において、矢印９４で示される範囲が、動脈４の厚みの変化に対応した吸光量の変動量を示す。 Furthermore, looking at the details of the variation in light absorption in the livingbody 8, it is assumed that the amount of light absorption varies mainly due to theartery 4, and that the amount of light absorption does not vary in other tissues, includingveins 5 and stationary tissue, compared to theartery 4. It is known to be an amount of variation that can be considered. This is because the arterial blood pumped from the heart moves in the blood vessel with pulse waves, so theartery 4 expands and contracts over time along the cross-sectional direction of theartery 4, and the thickness of theartery 4 changes. . In FIG. 7, the range indicated by thearrow 94 indicates the amount of change in the amount of light absorption corresponding to the change in the thickness of theartery 4. As shown in FIG.

図７において、時刻ｔ_aにおける受光量をＩ_a、時刻ｔ_bにおける受光量をＩ_bとすれば、動脈４の厚みの変化による光の吸光量の変化量ΔＡは、（１）式で表される。In FIG. 7, if the amount of light received at time t_a is I_a and the amount of light received at time t_b is I_b , the amount of change ΔA in the amount of light absorption due to the change in the thickness of theartery 4 can be expressed by equation (1). be done.

（数１）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉ_b／Ｉ_a)・・・（１）(Number 1)
ΔA=ln(I_b /I_a ) (1)

図８は、本実施形態に係るヘモグロビンによる吸光度特性の一例を示すグラフである。 FIG. 8 is a graph showing an example of absorbance characteristics of hemoglobin according to this embodiment.

なお、図８において、縦軸は吸光度を表し、横軸は波長を表す。 In FIG. 8, the vertical axis represents absorbance and the horizontal axis represents wavelength.

図８に示すように、動脈４を流れる酸素と結合したヘモグロビン（酸化ヘモグロビン）は、特に約８８０ｎｍ近辺の波長を有する赤外線（infrared: IR）領域の光を吸収しやすく、酸素と結合していないヘモグロビン（還元ヘモグロビン）は、特に約６６５ｎｍ近辺の波長を有する赤色領域の光を吸収しやすいことが知られている。更に、酸素飽和度は、異なる波長における吸光量の変化量ΔＡの比率と比例関係があることが知られている。 As shown in FIG. 8, hemoglobin bound to oxygen flowing through the artery 4 (oxyhemoglobin) is particularly likely to absorb light in the infrared (IR) region having a wavelength around 880 nm, and is not bound to oxygen. It is known that hemoglobin (reduced hemoglobin) is particularly apt to absorb light in the red region having a wavelength around 665 nm. Furthermore, it is known that the oxygen saturation has a proportional relationship with the ratio of the amount of change ΔA in the amount of light absorption at different wavelengths.

したがって、他の波長の組み合わせに比べて、酸化ヘモグロビンと還元ヘモグロビンとで吸光量の差が現われやすい赤外光(ＩＲ光)と赤色光を用いて、ＩＲ光を生体８に照射した場合の吸光量の変化量ΔＡ_ＩＲと、赤色光を生体８に照射した場合の吸光量の変化量ΔＡ_Ｒｅｄとの比率をそれぞれ算出することで、（２）式によって酸素飽和度Ｓが算出される。なお、（２）式においてｋは比例定数である。Therefore, compared to other wavelength combinations, infrared light (IR light) and red light are more likely to cause a difference in the amount of light absorption between oxygenated hemoglobin and reduced hemoglobin. By calculating the ratio between the amount of change ΔA_IR and the amount of change ΔA_Red in the amount of absorption when the livingbody 8 is irradiated with red light, the oxygen saturation S is calculated by the equation (2). In addition, k in (2) Formula is a proportionality constant.

（数２）
Ｓ＝ｋ(ΔＡ_Ｒｅｄ／ΔＡ_ＩＲ)・・・（２）(Number 2)
S=k(ΔA_Red /_ΔAIR ) (2)

すなわち、血中の酸素飽和度を算出する場合、それぞれ異なる波長の光を照射する複数の発光素子１、具体的には、ＩＲ光を照射する発光素子１と赤色光を照射する発光素子１とを一部の発光期間が重複してもよいが、望ましくは発光期間が重複しないよう発光させる。そして、各々の発光素子１による反射光又は透過光を受光素子３で受光して、各受光時点における受光量から（１）式及び（２）式、又は、これらの式を変形して得られる公知の式を算出することで、酸素飽和度が測定される。 That is, when calculating the oxygen saturation in blood, a plurality of light-emittingelements 1 that irradiate light of different wavelengths, specifically, a light-emittingelement 1 that irradiates IR light and a light-emittingelement 1 that irradiates red light. may overlap part of the light emission period, but it is desirable that the light emission periods do not overlap. Then, the reflected light or transmitted light from each light emittingelement 1 is received by thelight receiving element 3, and the amount of light received at each light receiving time is obtained by formulas (1) and (2), or by modifying these formulas. Oxygen saturation is measured by calculating a known formula.

上記（１）式を変形して得られる公知の式として、例えば（１）式を展開して、光の吸光量の変化量ΔＡを（３）式のように表してもよい。 As a known formula obtained by modifying the above formula (1), for example, formula (1) may be developed to express the amount of change ΔA in the amount of light absorption as in formula (3).

（数３）
ΔＡ＝ｌｎＩ_b－ｌｎＩ_a・・・（３）(Number 3)
ΔA=_lnIb -_lnIa (3)

また、（１）式は（４）式のように変形することができる。 Also, equation (1) can be transformed into equation (4).

（数４）
ΔＡ＝ｌｎ(Ｉ_b／Ｉ_a)＝ｌｎ(１＋(Ｉ_b-Ｉ_a)／Ｉ_a) ・・・（４）(Number 4)
ΔA=ln(_Ib /_Ia )=ln(1+(_Ib -_Ia )/_Ia ) (4)

通常、（Ｉ_b-Ｉ_a）≪Ｉ_aであることから、ｌｎ(Ｉ_b／Ｉ_a)≒(Ｉ_b-Ｉ_a)／Ｉ_aが成り立つため、（１）式の代わりに、光の吸光量の変化量ΔＡとして（５）式を用いてもよい。Since (I_b -I_a )<<I_a , ln(I_b /I_a )≈(I_b -I_a )/I_a is usually established. Equation (5) may be used as the amount of change ΔA in the amount of light absorption.

（数５）
ΔＡ≒(Ｉ_b-Ｉ_a)／Ｉ_a ・・・（５）(Number 5)
ΔA≈(I_b −I_a )/I_a (5)

なお、ＩＲ光を照射する発光素子１と赤色光を照射する発光素子１とを区別して説明する必要がある場合、以降では、ＩＲ光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ１」といい、赤色光を照射する発光素子１を「発光素子ＬＤ２」というようにする。また、一例として、発光素子ＬＤ１を血流量の算出で使用する発光素子１とし、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２を、血中の酸素飽和度の算出で利用する発光素子１とする。 When it is necessary to distinguish between the light-emittingelement 1 that emits IR light and the light-emittingelement 1 that emits red light, the light-emittingelement 1 that emits IR light is hereinafter referred to as "light-emitting element LD1". The light-emittingelement 1 that emits red light will be referred to as "light-emitting element LD2". Further, as an example, the light emitting element LD1 is assumed to be thelight emitting element 1 used for calculating the blood flow rate, and the light emitting elements LD1 and LD2 are assumed to be thelight emitting elements 1 used for calculating the blood oxygen saturation.

また、血中の酸素飽和度を測定する場合、受光量の測定周波数は約３０Ｈｚから１０００Ｈｚ程度で十分であることが知られているため、発光素子ＬＤ２の１秒あたりの点滅回数を表す発光周波数も約３０Ｈｚから１０００Ｈｚ程度で十分である。したがって、発光素子ＬＤ２における消費電力等の観点からは、発光素子ＬＤ２の発光周波数を発光素子ＬＤ１の発光周波数より低くすることが好ましいが、発光素子ＬＤ２の発光周波数を発光素子ＬＤ１の発光周波数に合わせ、発光素子ＬＤ１と発光素子ＬＤ２を交互に発光させるようにしてもよい。 In addition, when measuring the oxygen saturation in blood, it is known that the measurement frequency of the amount of light received is sufficient at about 30 Hz to 1000 Hz. Also, about 30 Hz to 1000 Hz is sufficient. Therefore, from the viewpoint of power consumption of the light emitting element LD2, it is preferable to set the emission frequency of the light emitting element LD2 lower than that of the light emitting element LD1. , the light emitting element LD1 and the light emitting element LD2 may alternately emit light.

次に、図９を参照して、生体８の末梢部位から得られる脈波信号から呼吸波形を測定する原理について説明する。ここでいう末梢部位の一例としては、手の指先や、足の指先、耳たぶ等が挙げられる。なお、末梢部位には、肘よりも先の部位や、膝よりも先の部位等も含まれる。また、呼吸波形とは、生体８の呼吸状態を示す信号の波形であり、呼気及び吸気の時間変化を表す時系列信号の波形とされる。 Next, the principle of measuring a respiratory waveform from a pulse wave signal obtained from a peripheral site of the livingbody 8 will be described with reference to FIG. As an example of the peripheral site here, fingertips, toe tips, earlobes, and the like can be mentioned. Note that the peripheral site includes a site beyond the elbow, a site beyond the knee, and the like. A respiratory waveform is a waveform of a signal that indicates the respiratory state of the livingbody 8, and is a waveform of a time-series signal that indicates temporal changes in expiration and inspiration.

図９は、本実施形態に係る呼吸波形の測定原理の説明に供する模式図である。 FIG. 9 is a schematic diagram for explaining the principle of measuring a respiratory waveform according to this embodiment.

図９に示すように、吸気時には以下に示すステップにより脈波信号の振幅が減少する。
（Ｓ１）胸腔内圧が低下して陰圧となり、肺が拡張する。
（Ｓ２）静脈還流量が増加する。
（Ｓ３）右心房に流入する血液量が増加する。
（Ｓ４）肺の血管床が拡がり、肺が貯留する血液量が増加する。
（Ｓ５）肺から左心房に戻る血液量が減少する。
（Ｓ６）左心室の１回拍出量が減少する。
（Ｓ７）脈波信号の振幅が減少する。As shown in FIG. 9, during inspiration, the amplitude of the pulse wave signal decreases by the following steps.
(S1) The intrathoracic pressure decreases to negative pressure, and the lungs expand.
(S2) The venous return volume increases.
(S3) The amount of blood flowing into the right atrium increases.
(S4) The vascular bed of the lung expands and the amount of blood retained in the lung increases.
(S5) The amount of blood returning from the lungs to the left atrium decreases.
(S6) The stroke volume of the left ventricle decreases.
(S7) The amplitude of the pulse wave signal decreases.

一方、呼気時には以下に示すステップにより脈波信号の振幅が増加する。
（Ｓ８）肺から絞り出た血液が左心室に流入する。
（Ｓ９）脈波信号の振幅が増加する。On the other hand, during exhalation, the amplitude of the pulse wave signal increases through the following steps.
(S8) Blood squeezed out of the lungs flows into the left ventricle.
(S9) The amplitude of the pulse wave signal increases.

つまり、「心臓のポンプ動作」により生じる脈動に、呼吸により生じる「肺のポンプ動作」の影響が重畳されるため、生体８の末梢部位から得られる脈波信号から呼吸波形を測定することが可能となる。 In other words, since the pulsation caused by the "pumping action of the heart" is superimposed by the effect of the "pumping action of the lungs" caused by respiration, it is possible to measure the respiratory waveform from the pulse wave signal obtained from the peripheral part of the livingbody 8. becomes.

次に、図１０を参照して、心臓からの血液の拍出量と相関がある指標の一例である酸素循環時間（Lung to Finger Circulation Time：ＬＦＣＴ）を測定する原理について説明する。ここでいう拍出量には、上述の心拍出量に限らず、１回拍出量、心係数等も含まれる。なお、心拍出量とは、心臓の単位時間（例えば１分）当たりの収縮によって動脈へ拍出される血液量と定義される。１回拍出量とは、心臓の１回の収縮によって動脈へ拍出される血液量と定義される。心係数とは、心拍出量を被測定者の体表面積で除して得られる係数と定義される。また、ＬＦＣＴとは、呼吸で取り込まれた酸素が肺及び心臓を通り指先に到達するまでの時間と定義される。 Next, with reference to FIG. 10, the principle of measuring oxygen circulation time (Lung to Finger Circulation Time: LFCT), which is an example of an index correlated with the stroke volume of blood from the heart, will be described. The stroke volume referred to here is not limited to the above-described cardiac output, but also includes stroke volume, cardiac index, and the like. Cardiac output is defined as the volume of blood ejected into arteries by contraction of the heart per unit time (for example, 1 minute). Stroke volume is defined as the volume of blood pumped into an artery by one contraction of the heart. Cardiac index is defined as the coefficient obtained by dividing the cardiac output by the subject's body surface area. LFCT is defined as the time it takes for oxygen taken in by respiration to reach the fingertips through the lungs and heart.

図１０は、本実施形態に係る拍出量の測定原理の説明に供する模式図である。 FIG. 10 is a schematic diagram for explaining the principle of measuring the stroke volume according to this embodiment.

図１０に示すように、上記拍出量とＬＦＣＴとは相関がある。例えば拍出量の一例である心拍出量をＣＯとした場合、心拍出量ＣＯは、以下に示す（６）式により算出される。 As shown in FIG. 10, there is a correlation between the stroke volume and LFCT. For example, if CO is the cardiac output, which is an example of the cardiac output, the cardiac output CO is calculated by the following equation (6).

（数６）
ＣＯ＝（ａ_０×Ｓ）／ＬＦＣＴ・・・（６）(Number 6)
CO=(a₀ ×S)/LFCT (6)

ここで、ａ_０は定数であり、例えばａ_０＝５０が用いられる。また、Ｓは被測定者の体表面積（ｍ²）であり、ＬＦＣＴの単位は秒である。Here, a₀ is a constant, and for example a₀ =50 is used. Also, S is the body surface area (m² ) of the subject, and the unit of LFCT is seconds.

図１１は、本実施形態に係るＬＦＣＴの測定方法の一例を説明するためのグラフである。 FIG. 11 is a graph for explaining an example of the LFCT measurement method according to this embodiment.

なお、図１１において、縦軸は酸素飽和度の逆数を表し、横軸は時間を表す。 In FIG. 11, the vertical axis represents the reciprocal of oxygen saturation, and the horizontal axis represents time.

図１１に示すように、本実施形態に係るＬＦＣＴは、上述した酸素飽和度の変化から測定される。すなわち、ＬＦＣＴは、一定期間呼吸を停止した後に呼吸を再開した時点から、酸素飽和度が回復し始めたことを示す変曲点までの時間を測定することで得られる。 As shown in FIG. 11, the LFCT according to this embodiment is measured from the change in oxygen saturation described above. That is, the LFCT is obtained by measuring the time from when breathing is resumed after stopping breathing for a certain period to an inflection point indicating that the oxygen saturation has started to recover.

なお、上記ＬＦＣＴの測定では、血中酸素濃度の変化の検出に、一例として、ＩＲ光信号の変化量と赤色光信号の変化量との比率、つまり、波長が異なる２つの脈波信号（ここではＩＲ光信号及び赤色光信号）の振幅比が用いられる。この振幅比を用いる場合、例えば心房細動を持つ生体や、環境温度や精神状態等の影響により血流量が低下している生体等に対して、血中酸素濃度を精度よく測定することが難しい場合がある。したがって、後ほど説明するように、ＩＲ光信号の変化量及び赤色光信号の変化量との差分を用いて血中酸素濃度を測定してもよい。 In the measurement of the LFCT, as an example, the ratio of the amount of change in the IR light signal to the amount of change in the red light signal, that is, two pulse wave signals with different wavelengths (here , the amplitude ratio of the IR light signal and the red light signal) is used. When using this amplitude ratio, it is difficult to accurately measure the blood oxygen concentration in a living body with atrial fibrillation, or in a living body with reduced blood flow due to environmental temperature, mental state, etc. Sometimes. Therefore, as described later, the difference between the amount of change in the IR light signal and the amount of change in the red light signal may be used to measure the blood oxygen concentration.

図１２は、本実施形態に係る生体情報測定装置１０の電気的な構成の一例を示すブロック図である。 FIG. 12 is a block diagram showing an example of the electrical configuration of the biologicalinformation measuring device 10 according to this embodiment.

図１２に示すように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０は、発光制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ（Analog/Digital）変換回路１８、制御部２０、表示部２２、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３を備えている。なお、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、受光素子３、及び増幅回路１６は、センサ部を構成している。また、発光制御部１２、駆動回路１４、増幅回路１６、Ａ／Ｄ変換回路１８、制御部２０、及び表示部２２は、本体部を構成している。本実施形態では、これらのセンサ部と本体部とは別体で構成され、有線又は無線を介して通信可能とされている。なお、センサ部と本体部とが一体的に構成されていてもよい。また、センサ部は、外部光が入力しないように生体８に密着するように取り付けられる。本実施形態に係るセンサ部は、一例として、生体８の指先に取り付けられるが、耳たぶ等の他の末梢部位にも取り付け可能とされている。 As shown in FIG. 12, the biologicalinformation measuring apparatus 10 according to the present embodiment includes a lightemission control section 12, adrive circuit 14, anamplifier circuit 16, an A/D (Analog/Digital)conversion circuit 18, acontrol section 20, and a display section. 22, a light-emitting element LD1, a light-emitting element LD2, and a light-receivingelement 3; The light emitting element LD1, the light emitting element LD2, thelight receiving element 3, and theamplifier circuit 16 constitute a sensor section. Further, the lightemission control section 12, thedrive circuit 14, theamplifier circuit 16, the A/D conversion circuit 18, thecontrol section 20, and thedisplay section 22 constitute a main body section. In this embodiment, the sensor section and the main body section are configured separately, and can communicate with each other via a cable or wirelessly. Note that the sensor section and the main body section may be configured integrally. Also, the sensor unit is attached so as to be in close contact with the livingbody 8 so as to prevent the input of external light. The sensor unit according to the present embodiment is attached to the fingertip of the livingbody 8 as an example, but can be attached to other peripheral sites such as earlobes.

発光制御部１２は、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２に駆動電力を供給する電力供給回路を含む駆動回路１４に、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の発光周期及び発光期間を制御する制御信号を出力する。なお、発光制御部１２は、制御部２０の一部として実現してもよい。 The lightemission control unit 12 outputs a control signal for controlling the light emission cycle and light emission period of the light emitting elements LD1 and LD2 to the drivingcircuit 14 including a power supply circuit that supplies driving power to the light emitting elements LD1 and LD2. . Note that the lightemission control unit 12 may be implemented as part of thecontrol unit 20 .

駆動回路１４は、発光制御部１２からの制御信号を受け付けると、制御信号で指示された発光周期及び発光期間に従って、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２に駆動電力を供給し、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２を駆動する。 Upon receiving the control signal from the lightemission control unit 12, thedrive circuit 14 supplies drive power to the light emitting element LD1 and the light emitting element LD2 in accordance with the light emitting period and the light emitting period indicated by the control signal. Drive LD2.

受光素子３は、受光部の一例であり、発光素子ＬＤ１から第１の波長の光を受光し、受光した第１の波長の光に対応する第１の受光信号と、発光素子ＬＤ２から第２の波長の光を受光し、受光した第２の波長の光に対応する第２の受光信号と、を出力する。なお、本実施形態では、第１の波長として赤外領域に対応する波長の範囲が適用され、第２の波長として赤色領域に対応する波長の範囲が適用される。また、第１の受光信号にはＩＲ光信号が適用され、第２の受光信号には赤色光信号が適用される。 The light-receivingelement 3 is an example of a light-receiving section, and receives light of a first wavelength from the light-emitting element LD1, generates a first light-receiving signal corresponding to the received light of the first wavelength, and outputs a second light-receiving signal from the light-emitting element LD2. and outputs a second received light signal corresponding to the received light of a second wavelength. In the present embodiment, the wavelength range corresponding to the infrared region is applied as the first wavelength, and the wavelength range corresponding to the red region is applied as the second wavelength. An IR light signal is applied to the first light reception signal, and a red light signal is applied to the second light reception signal.

増幅回路１６は、受光素子３で発生する光の強さに応じた電流を電圧に変換し、Ａ／Ｄ変換回路１８の入力電圧範囲として規定される電圧レベルまで増幅する。 Theamplifier circuit 16 converts the current corresponding to the intensity of the light generated by thelight receiving element 3 into a voltage and amplifies it to a voltage level defined as the input voltage range of the A/D conversion circuit 18 .

Ａ／Ｄ変換回路１８は、増幅回路１６で増幅した電圧を入力として、当該電圧の大きさで表される受光素子３の受光量を数値化して出力する。 The A/D conversion circuit 18 receives the voltage amplified by theamplifier circuit 16, quantifies the amount of light received by thelight receiving element 3 represented by the magnitude of the voltage, and outputs the result.

制御部２０は、ＣＰＵ（Central Processing Unit）２０Ａ、ＲＯＭ（Read Only Memory）２０Ｂ、及びＲＡＭ（Random Access Memory）２０Ｃを備えている。ＲＯＭ２０Ｂには、生体情報測定プログラムが記憶される。 Thecontrol unit 20 includes a CPU (Central Processing Unit) 20A, a ROM (Read Only Memory) 20B, and a RAM (Random Access Memory) 20C. A biological information measurement program is stored in theROM 20B.

表示部２２は、生体情報の測定結果を通知する。表示部２２には、例えば液晶ディスプレイ（ＬＣＤ:Liquid Crystal Display）や有機ＥＬ（Electro Luminescence）ディスプレイ等が用いられる。表示部２２は、タッチパネルを一体的に有している。 Thedisplay unit 22 notifies the measurement results of the biological information. For thedisplay unit 22, for example, a liquid crystal display (LCD), an organic EL (Electro Luminescence) display, or the like is used. Thedisplay unit 22 integrally has a touch panel.

図１３は、本実施形態に係る生体情報測定装置１０における発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３の配置の一例を示す図である。また、図１４は、本実施形態に係る生体情報測定装置１０における発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３の配置の別の例を示す図である。 FIG. 13 is a diagram showing an example of arrangement of the light-emitting element LD1, the light-emitting element LD2, and the light-receivingelement 3 in the biologicalinformation measuring device 10 according to this embodiment. FIG. 14 is a diagram showing another example of arrangement of the light-emitting element LD1, the light-emitting element LD2, and the light-receivingelement 3 in the biologicalinformation measuring device 10 according to this embodiment.

図１３に示すように、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３は、生体８の一方の面に向かって並べて配置される。この場合、受光素子３は、生体８の表面近傍を透過した発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の光を受光する。 As shown in FIG. 13, the light-emitting element LD1, the light-emitting element LD2, and the light-receivingelement 3 are arranged side by side toward one surface of the livingbody 8. As shown in FIG. In this case, thelight receiving element 3 receives light from the light emitting elements LD1 and LD2 that has passed through the vicinity of the surface of the livingbody 8 .

なお、発光素子ＬＤ１、発光素子ＬＤ２、及び受光素子３の配置は、図１３の配置例に限定されない。例えば図１４に示すように、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２と、受光素子３とを、生体８を挟んで対向する位置に配置するようにしてもよい。この場合、受光素子３は、生体８を透過した発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の光を受光する。 The arrangement of the light emitting element LD1, the light emitting element LD2, and thelight receiving element 3 is not limited to the arrangement example shown in FIG. For example, as shown in FIG. 14, the light-emitting element LD1 and the light-emitting element LD2 and the light-receivingelement 3 may be arranged at positions facing each other with the livingbody 8 interposed therebetween. In this case, thelight receiving element 3 receives light from the light emitting elements LD1 and LD2 that has passed through the livingbody 8 .

なお、ここでは一例として、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２は、共に面発光レーザ素子であるものとして説明するが、これに限らず、端面発光レーザ素子であってもよい。また、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の各々から照射される光はレーザ光でなくてもよい。この場合、発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２の各々には、発光ダイオード（Light-Emitting Diode: LED）又は有機発光ダイオード（Organic Light-Emitting Diode: OLED）を用いてもよい。 Here, as an example, the light-emitting element LD1 and the light-emitting element LD2 are both surface-emitting laser elements, but they may be edge-emitting laser elements. Further, the light emitted from each of the light emitting element LD1 and the light emitting element LD2 may not be laser light. In this case, a light-emitting diode (LED) or an organic light-emitting diode (OLED) may be used for each of the light-emitting element LD1 and the light-emitting element LD2.

図１５は、本実施形態に係る受光素子３におけるデータのサンプリングタイミングの一例を示すグラフである。図１５において、丸印の位置がサンプリングタイミングを示している。 FIG. 15 is a graph showing an example of data sampling timing in thelight receiving element 3 according to this embodiment. In FIG. 15, positions of circles indicate sampling timings.

なお、図１５において、縦軸は受光素子３の出力電圧を表し、横軸は時間を表す。 In FIG. 15, the vertical axis represents the output voltage of thelight receiving element 3, and the horizontal axis represents time.

図１５に示すように、受光素子３が発光素子ＬＤ１から受光した光に対応する出力電圧を、ＩＲ_１、ＩＲ_２、・・・、ＩＲ_ｎとした場合に、時系列データとしてＩＲ（ｔ）＝ＩＲ_１、ＩＲ_２、・・・、ＩＲ_ｎが得られる。同様に、受光素子３が発光素子ＬＤ２から受光した光に対応する出力電圧を、Ｒｅｄ_１、Ｒｅｄ_２、・・・、Ｒｅｄ_ｎとした場合に、時系列データとしてＲｅｄ（ｔ）＝Ｒｅｄ_１、Ｒｅｄ_２、・・・、Ｒｅｄ_ｎが得られる。このとき、両方の発光素子ＬＤ１及び発光素子ＬＤ２に対して、発光しない期間を設け、暗状態での出力Ｄａｒｋ_１、Ｄａｒｋ_２、・・・、Ｄａｒｋ_ｎを得るようにしてもよい。この場合、ＩＲ（ｔ）は、ＩＲ_１－Ｄａｒｋ_１、ＩＲ_２－Ｄａｒｋ_２、・・・、ＩＲ_ｎ－Ｄａｒｋ_ｎとしてもよい。同様に、Ｒｅｄ（ｔ）は、Ｒｅｄ_１－Ｄａｒｋ_１、Ｒｅｄ_２－Ｄａｒｋ_２、・・・、Ｒｅｄ_ｎ－Ｄａｒｋ_ｎとしてもよい。これらのデータのサンプリングは、発光期間の終了近くで出力が安定している状態で行うことが望ましい。As shown in FIG. 15, when the output voltage corresponding to the light received_by thelight receiving element 3 from the light emitting element LD1 is IR₁ , IR₂ , . = IR₁ , IR₂ , . . . , IR_n are obtained. Similarly, when the output voltages corresponding to the light received by thelight receiving element 3 from the light emitting element LD2 are_Red1 ,_Red2 , . . . ,_Redn , Red(t)=_Red1 , Red₂ , . . . , Red_n are obtained. At this time, a period during which no light is emitted may be provided for both the light emitting element LD1 and the light emitting element LD2 to obtain outputs Dark₁ , Dark₂ , . . . , Dark_n in the dark state. In this case, IR(t) may be IR₁ -Dark₁ , IR₂ -Dark₂ , . . . IR_n -Dark_n . Similarly, Red(t) may be Red₁ -Dark₁ , Red₂ -Dark₂ , . . . Red_n -Dark_n . It is desirable to sample these data while the output is stable near the end of the light emitting period.

図１６は、生体情報測定装置１０の機能的な構成の一例を示すブロック図である。 FIG. 16 is a block diagram showing an example of the functional configuration of the biologicalinformation measuring device 10. As shown in FIG.

図１６に示すように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０は除去部３０、補正部３１、測定部３２、検出部３３、特定部３４、推定部３５、及び報知部３６の各機能部を含む。更に、特定部３４には抽出部３７が含まれる。除去部３０は、生体情報測定装置１０に必須の構成要素ではなく、必要に応じて設けるようにすればよい。 As shown in FIG. 16, the biologicalinformation measuring apparatus 10 according to the present embodiment includes functional units including a removingunit 30, a correctingunit 31, a measuringunit 32, a detectingunit 33, an identifyingunit 34, an estimatingunit 35, and areporting unit 36. including. Furthermore, theidentification unit 34 includes anextraction unit 37 . Theremoval unit 30 is not an essential component of the biologicalinformation measurement device 10, but may be provided as needed.

ＣＰＵ２０Ａは、ＲＯＭ２０Ｂに記憶されている生体情報測定プログラムを実行することにより、図１６に示す各機能部として機能する。 CPU20A functions as each functional part shown in FIG. 16 by running the biometric information measurement program memorize|stored in ROM20B.

まず、除去部３０を設けない場合の各部の構成について説明する。 First, the configuration of each section when theremoval section 30 is not provided will be described.

本実施形態に係る補正部３１は、受光素子３から出力されたＩＲ光信号及び赤色光信号の各々を受け付け、生体８の動脈血液量の変化に伴う、ＩＲ光信号の変化量（以下、ΔＩＲという。）と赤色光信号の変化量（以下、ΔＲｅｄという。）との差が小さくなるように、ＩＲ光信号を補正する。この動脈血液量の変化は、心拍に伴う脈動の振幅を表している。ＩＲ光信号は第１の信号の一例であり、赤色光信号は第２の信号の一例である。 Thecorrection unit 31 according to the present embodiment receives each of the IR light signal and the red light signal output from thelight receiving element 3, and the amount of change in the IR light signal (hereinafter referred to as ΔIR ) and the amount of change in the red light signal (hereinafter referred to as ΔRed). This change in arterial blood volume represents the amplitude of the pulsation associated with the heartbeat. The IR light signal is an example of a first signal and the red light signal is an example of a second signal.

上記補正は、ΔＩＲとΔＲｅｄとを同一にする補正であることが望ましい。ここで、ΔＩＲは、ＩＲ光信号の振幅として表され、ΔＲｅｄは、赤色光信号の振幅として表される。この場合、上記補正は、ΔＩＲとΔＲｅｄとの振幅比（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）で表される係数αを、ＩＲ光信号の値（ＩＲ（ｔ））に乗じることで行われる。つまり、ＩＲ（ｔ）の補正後の出力は、α×ＩＲ（ｔ）となる。 It is desirable that the above correction be a correction to make ΔIR and ΔRed the same. where ΔIR is expressed as the amplitude of the IR light signal and ΔRed is expressed as the amplitude of the red light signal. In this case, the above correction is performed by multiplying the IR light signal value (IR(t)) by a coefficient α represented by the amplitude ratio of ΔIR and ΔRed (ΔRed/ΔIR). That is, the corrected output of IR(t) is α×IR(t).

本実施形態に係る測定部３２は、補正部３１により補正されたＩＲ光信号及び赤色光信号に基づいて、生体８における血中酸素濃度、具体的には酸素飽和度を測定する。そして、測定部３２は、ＬＦＣＴを測定するために呼吸を停止した被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したことを測定した場合、報知部３６に通知する。なお、酸素飽和度は血中酸素濃度の一例であることから、以降では、血中酸素濃度の変化と相関関係のある生体情報を総称して「血中酸素濃度」ということにする。 Themeasurement unit 32 according to this embodiment measures the blood oxygen concentration, specifically oxygen saturation, in the livingbody 8 based on the IR light signal and the red light signal corrected by thecorrection unit 31 . Then, when themeasurement unit 32 detects that the blood oxygen level of the person to be measured who stopped breathing for the LFCT measurement is lower than before stopping breathing, themeasurement unit 32 notifies thenotification unit 36 . Since the oxygen saturation is an example of blood oxygen concentration, biological information correlated with changes in blood oxygen concentration will be collectively referred to as "blood oxygen concentration" hereinafter.

報知部３６は、測定部３２から被測定者の血中酸素濃度が低下したことを通知された場合、被測定者に対して呼吸を再開するように報知する。 When notified by themeasurement unit 32 that the blood oxygen concentration of the person to be measured has decreased, thenotification unit 36 notifies the person to be measured to resume breathing.

また、測定部３２は被測定者が呼吸を再開した後、ＬＦＣＴを測定するため、一例として補正部３１により補正されたＩＲ光信号及び赤色光信号との差（以下、この差を「脈波差」という。）を測定する。例えば脈波差をβ（ｔ）とした場合、β（ｔ）は、以下に示す（７）式により求められる。 In addition, since themeasurement unit 32 measures the LFCT after the person to be measured resumes breathing, as an example, the difference between the IR light signal and the red light signal corrected by the correction unit 31 (hereinafter, this difference is referred to as "pulse wave difference). For example, when the pulse wave difference is β(t), β(t) is obtained by the following equation (7).

（数７）
β（ｔ）＝α×ＩＲ（ｔ）－Ｒｅｄ（ｔ）・・・（７）(Number 7)
β(t)=α×IR(t)−Red(t) (7)

本実施形態に係る検出部３３は、測定部３２により測定された脈波差β（ｔ）に基づいて、生体８の吸気酸素量の変化に伴う血中酸素濃度の変曲点を検出する。なお、吸気酸素量を変化させる方法としては、一例として、息止めによる方法等が挙げられる。また、ここでいう吸気酸素量の変化とは、少なくとも数秒間に渡り血中酸素濃度に変化を及ぼす変化であって、通常の呼吸状態（例えば平均的な呼吸回数及び深さでの呼吸）による僅かな変化は含まないものとする。つまり、通常の呼吸状態では、吸気酸素量に変化はなく、呼吸を停止する、呼吸を弱める、酸素濃度の高い気体を吸い込む等により通常の呼吸状態から変化させた場合に、吸気酸素量が変化したと判断される。 Based on the pulse wave difference β(t) measured by themeasurement unit 32 , thedetection unit 33 according to the present embodiment detects an inflection point of the blood oxygen concentration that accompanies changes in the intake oxygen amount of the livingbody 8 . One example of a method for changing the amount of inspired oxygen is by holding the breath. In addition, the change in the amount of inspired oxygen referred to here is a change that causes a change in the blood oxygen concentration over at least several seconds, and is due to normal breathing conditions (for example, breathing at an average breathing frequency and depth) Slight changes shall not be included. In other words, there is no change in the amount of inspired oxygen under normal breathing conditions, but when the normal breathing state is changed by stopping breathing, weakening breathing, or inhaling gas with a high oxygen concentration, the amount of inspired oxygen changes. It is judged that

本実施形態に係る特定部３４は、生体８の吸気酸素量が変化した時点から、検出部３３により検出された血中酸素濃度の変曲点までの時間を特定する。なお、吸気酸素量が変化した時点とは、例えば呼吸停止の状態から呼吸を再開した時点等である。 The specifyingunit 34 according to the present embodiment specifies the time from when the intake oxygen amount of the livingbody 8 changes to the inflection point of the blood oxygen concentration detected by the detectingunit 33 . Note that the point in time when the inspiratory oxygen amount changes is, for example, the point in time when breathing is resumed from a state of respiratory arrest.

特定部３４は、ＩＲ光信号または赤色光信号によって表される脈波信号から被測定者の呼吸波形を抽出する抽出部３７を含む。したがって、特定部３４は、抽出部３７で抽出された呼吸波形から、被測定者が呼吸を再開した時点を特定すればよい。本実施形態では、特定部３４により特定された時間をＬＦＣＴとする。 Theidentification unit 34 includes anextraction unit 37 that extracts the subject's respiratory waveform from the pulse wave signal represented by the IR light signal or the red light signal. Therefore, the specifyingunit 34 may specify the point in time when the person to be measured resumes breathing from the respiratory waveform extracted by the extractingunit 37 . In this embodiment, the time specified by the specifyingunit 34 is LFCT.

なお、本実施形態に係る呼吸波形抽出部の一例である抽出部３７は、生体情報測定装置１０に必須の構成要素ではなく、特定部３４が被測定者の呼吸の再開を呼吸波形からではなく他の方法で特定する場合には不要となる。 Note that theextraction unit 37, which is an example of the respiratory waveform extraction unit according to the present embodiment, is not an essential component of the biologicalinformation measurement device 10, and theidentification unit 34 determines the resumption of respiration of the person to be measured from the respiratory waveform instead of the respiratory waveform. It is unnecessary when specifying by other methods.

本実施形態に係る推定部３５は、特定部３４により特定されたＬＦＣＴから拍出量を推定する。例えば上記（６）式を用いて、拍出量の一例である心拍出量を推定する。 Theestimation unit 35 according to this embodiment estimates the stroke volume from the LFCT identified by theidentification unit 34 . For example, the above equation (6) is used to estimate the cardiac output, which is an example of the stroke volume.

ここで、ＩＲ光信号及び赤色光信号の各々には、脈動や神経活動などによる血液量の変化を表す成分と、吸気酸素量の変化による酸素濃度の変化を表す成分と、が含まれている。そして、上記脈波差β（ｔ）によれば、係数α（＝ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）をＩＲ（ｔ）に乗じ、α×ＩＲ（ｔ）とＲｅｄ（ｔ）との差を採用することで、動脈血の血液量の変化を表す成分が相殺され、酸素濃度の変化を表す成分のみが抽出される。 Here, each of the IR light signal and the red light signal contains a component representing changes in blood volume due to pulsation, nerve activity, etc., and a component representing changes in oxygen concentration due to changes in the amount of inspired oxygen. . Then, according to the pulse wave difference β(t), by multiplying IR(t) by a coefficient α(=ΔRed/ΔIR) and adopting the difference between α×IR(t) and Red(t), Components representing changes in arterial blood volume are canceled out, and only components representing changes in oxygen concentration are extracted.

なお、上記では、ＩＲ光信号を補正するために、係数αを（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）としたが、赤色光信号を補正するために、係数αを（ΔＩＲ／ΔＲｅｄ）としてもよい。この場合、脈波差β（ｔ）は、以下に示す（８）式により求められる。 In the above description, the coefficient α is set to (ΔRed/ΔIR) to correct the IR light signal, but the coefficient α may be set to (ΔIR/ΔRed) to correct the red light signal. In this case, the pulse wave difference β(t) is obtained by the following equation (8).

（数８）
β（ｔ）＝ＩＲ（ｔ）－α×Ｒｅｄ（ｔ）・・・（８）(Number 8)
β(t)=IR(t)−α×Red(t) (8)

また、上記では、２つの脈波信号の一例であるＩＲ光信号及び赤色光信号のいずれか一方を補正する場合について説明したが、ＩＲ光信号及び赤色光信号の両方を補正するようにしてもよい。また、上記では、ＩＲ光信号から赤色光信号を減じたが、赤色光信号からＩＲ光信号を減じても構わない。その場合、β（ｔ）にあらわれる変曲点の向きが異なる。 Further, in the above description, the case of correcting either one of the IR light signal and the red light signal, which are examples of the two pulse wave signals, has been described. good. Also, in the above description, the red light signal is subtracted from the IR light signal, but the IR light signal may be subtracted from the red light signal. In that case, the direction of the inflection point appearing in β(t) is different.

なお、係数αを求めるときの脈波信号と、求めた係数αを適用する脈波信号とは時間的にずれている。つまり、上記補正は、吸気酸素量を変化させる前におけるΔＩＲとΔＲｅｄとの振幅比で表される係数αを、吸気酸素量を変化させた後におけるＩＲ（ｔ）又はＲｅｄ（ｔ）に乗じることで行われる。例えば係数αを求めるときの脈波信号は、呼吸停止前の安静時における脈波信号を用いることが望ましい。 It should be noted that the pulse wave signal when obtaining the coefficient α and the pulse wave signal to which the obtained coefficient α is applied are temporally shifted. That is, the above correction is performed by multiplying IR(t) or Red(t) after changing the intake oxygen amount by a coefficient α represented by the amplitude ratio between ΔIR and ΔRed before changing the intake oxygen amount. is done in For example, as the pulse wave signal for obtaining the coefficient α, it is desirable to use the pulse wave signal at rest before breathing stops.

次に、除去部３０を設けた場合の各部の構成について説明する。 Next, the configuration of each section when theremoval section 30 is provided will be described.

本実施形態に係る除去部３０は、受光素子３から出力されたＩＲ光信号及び赤色光信号の各々から直流成分を除去し、直流成分を除去した後のＩＲ光信号及び赤色光信号の各々を補正部３１に出力する。除去部３０には、一例として、ハイパスフィルタ又はバンドパスフィルタが適用される。なお、この場合、除去部３０により直流成分が除去されたＩＲ光信号が第１の信号とされ、除去部３０により直流成分が除去された赤色光信号が第２の信号とされる。 The removingunit 30 according to the present embodiment removes the DC component from each of the IR light signal and the red light signal output from thelight receiving element 3, and removes each of the IR light signal and the red light signal after removing the DC component. Output to thecorrection unit 31 . A high-pass filter or a band-pass filter is applied to the removingunit 30, for example. In this case, the IR light signal from which the DC component has been removed by the removingunit 30 is used as the first signal, and the red light signal from which the DC component has been removed by the removingunit 30 is used as the second signal.

補正部３１は、除去部３０により直流成分が除去されたＩＲ光信号及び赤色光信号を受け付け、受け付けたＩＲ光信号の振幅と赤色光信号の振幅との振幅比で表される係数αを導出する。その後、補正部３１は、受光素子３から除去部３０を介さずに受け付けたＩＲ光信号の値であるＩＲ（ｔ）又は赤色光信号の値であるＲｅｄ（ｔ）に対して、上記導出した係数αを乗じることで、補正を行う。なお、測定部３２、検出部３３、特定部３４、推定部３５、報知部３６、及び抽出部３７の動作は同じであるため説明を省略する。 Thecorrection unit 31 receives the IR light signal and the red light signal from which the DC component has been removed by theremoval unit 30, and derives the coefficient α represented by the amplitude ratio between the amplitude of the received IR light signal and the amplitude of the red light signal. do. After that, the correctingunit 31 applies the above-derived Correction is performed by multiplying by the coefficient α. Note that the operations of the measuringunit 32, the detectingunit 33, the identifyingunit 34, the estimatingunit 35, thereporting unit 36, and the extractingunit 37 are the same, so description thereof will be omitted.

次に、生体情報測定装置１０の動作について説明する。図１７は、被測定者又は測定担当者の操作により生体情報測定装置１０が起動した場合に、生体情報測定装置１０のＣＰＵ２０Ａによって実行される測定処理の流れの一例を示すフローチャートである。 Next, the operation of the biologicalinformation measuring device 10 will be described. FIG. 17 is a flow chart showing an example of the flow of measurement processing executed by theCPU 20A of the biologicalinformation measuring device 10 when the biologicalinformation measuring device 10 is activated by the operation of the person being measured or the person in charge of measurement.

測定処理を規定する生体情報測定プログラムは、例えば生体情報測定装置１０のＲＯＭ２０Ｂに予め記憶されている。生体情報測定装置１０のＣＰＵ２０Ａは、ＲＯＭ２０Ｂに記憶される生体情報測定プログラムを読み込み、測定処理を実行する。 A biological information measurement program that defines the measurement process is stored in advance in theROM 20B of the biologicalinformation measurement device 10, for example. TheCPU 20A of the biologicalinformation measurement device 10 reads the biological information measurement program stored in theROM 20B and executes measurement processing.

ステップ１００において、ＣＰＵ２０Ａは、受光素子３から得られるＩＲ光信号の振幅（ΔＩＲ）を取得し、受光素子３から得られる赤色光信号の振幅（ΔＲｅｄ）を取得する。このステップ１００では、まず、被測定者が安静状態を保った状態で、脈波振幅として、ΔＩＲ及びΔＲｅｄの各々を取得する。 Atstep 100, theCPU 20A obtains the amplitude (ΔIR) of the IR light signal obtained from thelight receiving element 3, and obtains the amplitude (ΔRed) of the red light signal obtained from thelight receiving element 3. FIG. In thisstep 100, first, each of ΔIR and ΔRed is obtained as the pulse wave amplitude while the person to be measured is kept at rest.

図１８は、本実施形態に係るＩＲ光信号の振幅及び赤色光信号の振幅の一例を示すグラフである。 FIG. 18 is a graph showing an example of the amplitude of the IR light signal and the amplitude of the red light signal according to this embodiment.

なお、図１８において、縦軸は受光素子３の出力電圧を表し、横軸は時間を表す。 In FIG. 18, the vertical axis represents the output voltage of thelight receiving element 3, and the horizontal axis represents time.

図１８に示すように、補正部３１は、ＩＲ光信号の値の時系列データであるＩＲ（ｔ）からΔＩＲを取得し、赤色光信号の値の時系列データであるＲｅｄ（ｔ）からΔＲｅｄを取得する。 As shown in FIG. 18, thecorrection unit 31 acquires ΔIR from IR(t), which is the time-series data of the value of the IR light signal, and obtains ΔRed from Red(t), which is the time-series data of the value of the red light signal. to get

ステップ１０２において、ＣＰＵ２０Ａは、ステップ１００で取得したΔＩＲ及びΔＲｅｄに基づいて、ΔＩＲとΔＲｅｄとの振幅比で表される係数αを導出する。係数αは、一例として、以下に示す方法で導出される。
（ａ）任意のタイミングで得られた振幅比を採用する。なお、この場合、ＬＦＣＴの測定開始後でもよい。
（ｂ）一定期間で得られた複数の振幅比の平均値を採用する。この方法の場合、一点のみの振幅比を採用して係数αを導出する場合と比較し、測定に適した係数αが求められる。
（ｃ）測定終了後に、一例として、図１９に示すように、係数αを０～１の間で変化させ、脈波差β（ｔ）に現れる脈動の周波数成分が最も小さい値を採用する。但し、係数αを（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）とした場合、ΔＩＲ＞ΔＲｅｄの条件を満たすものとする。この方法の場合、測定中に係数αを導出する必要がないため、例えば測定時間が短縮される。Atstep 102, theCPU 20A derives a coefficient α represented by an amplitude ratio between ΔIR and ΔRed based on ΔIR and ΔRed obtained atstep 100. FIG. The coefficient α is derived by the method shown below as an example.
(a) Adopt an amplitude ratio obtained at an arbitrary timing. In this case, it may be after the start of LFCT measurement.
(b) Employing an average value of a plurality of amplitude ratios obtained over a certain period of time. In the case of this method, a coefficient α suitable for measurement can be obtained as compared with the case of deriving the coefficient α by adopting the amplitude ratio of only one point.
(c) After the measurement, as an example, as shown in FIG. 19, the coefficient α is changed between 0 and 1, and the value with the smallest pulsation frequency component appearing in the pulse wave difference β(t) is adopted. However, when the coefficient α is (ΔRed/ΔIR), the condition of ΔIR>ΔRed is satisfied. With this method, it is not necessary to derive the coefficient α during the measurement, thus shortening the measurement time, for example.

図１９は、本実施形態に係る係数αと脈波差β（ｔ）との関係の一例を示すグラフである。 FIG. 19 is a graph showing an example of the relationship between the coefficient α and the pulse wave difference β(t) according to this embodiment.

なお、図１９において、縦軸は脈波差β（ｔ）を表す。また、この例では、α＝ΔＲｅｄ／ΔＩＲ、β（ｔ）＝α×ＩＲ（ｔ）－Ｒｅｄ（ｔ）、である。 In FIG. 19, the vertical axis represents the pulse wave difference β(t). Also, in this example, α=ΔRed/ΔIR and β(t)=α×IR(t)−Red(t).

図１９の上図は、係数α＝０．２の場合における脈波差β（ｔ）の全体波形及び拡大波形を示す。左図が全体波形であり、右図が拡大波形である。 The upper diagram in FIG. 19 shows the entire waveform and expanded waveform of the pulse wave difference β(t) when the coefficient α=0.2. The left figure is the overall waveform, and the right figure is the expanded waveform.

図１９の中図は、係数α＝０．３５８３の場合における脈波差β（ｔ）の全体波形及び拡大波形を示す。左図が全体波形であり、右図が拡大波形である。 The middle diagram in FIG. 19 shows the overall waveform and expanded waveform of the pulse wave difference β(t) when the coefficient α=0.3583. The left figure is the overall waveform, and the right figure is the expanded waveform.

図１９の下図は、係数α＝０．６の場合における脈波差β（ｔ）の全体波形及び拡大波形を示す。左図が全体波形であり、右図が拡大波形である。 The lower diagram of FIG. 19 shows the overall waveform and expanded waveform of the pulse wave difference β(t) when the coefficient α=0.6. The left figure is the overall waveform, and the right figure is the expanded waveform.

上記より、係数α＝０．３５８３の場合に、脈波差β（ｔ）に現れる脈動の周波数成分が最も小さくなることが分かる。従って、上記（ｃ）の方法によれば、係数α＝０．３５８３が採用、酸素濃度の変曲点が正しい位置にある脈波差β（ｔ）が得られる。 From the above, it can be seen that the pulsation frequency component appearing in the pulse wave difference β(t) is the smallest when the coefficient α=0.3583. Therefore, according to the above method (c), the coefficient α=0.3583 is adopted, and the pulse wave difference β(t) with the inflection point of the oxygen concentration at the correct position is obtained.

ステップ１０４において、ＣＰＵ２０Ａは、被測定者が安静状態を保った状態で、ＬＦＣＴの測定開始の指示を受け付ける。この測定開始の指示は、一例として、被測定者又は測定担当者が表示部２２のタッチパネル等を介して測定開始を指示することで行われる。 Atstep 104, theCPU 20A accepts an instruction to start LFCT measurement while the subject remains at rest. For example, the subject or the person in charge of measurement issues an instruction to start measurement via the touch panel of thedisplay unit 22 or the like.

ステップ１０６において、ＣＰＵ２０Ａは、被測定者に対して、息止め開始の指示を行う。具体的には、例えば表示部２２に「息を止めて下さい。」等のメッセージを表示させることで行ってもよいし、音声や振動による指示でもよい。 Atstep 106, theCPU 20A instructs the subject to start holding his or her breath. Specifically, for example, a message such as "Please hold your breath."

既に説明したように、ＬＦＣＴは、血中酸素濃度が低下するように呼吸を停止し、その後に呼吸を再開してから血中酸素濃度が回復し始めるまでの時間である。したがって、ＬＦＣＴを測定するためには、血中酸素濃度が低下するように、例えば２０秒程度呼吸を止める必要がある。しかしながら、呼吸を停止してから血中酸素濃度が低下するまでの時間には個人差があり、一律に長い時間呼吸を停止させることは被測定者によっては負担になる。したがって、血中酸素濃度が低下し始めたら被測定者の呼吸を再開させることが望ましい。 As explained above, the LFCT is the time between holding and then resuming breathing so that blood oxygen levels begin to recover. Therefore, in order to measure LFCT, it is necessary to hold the breath for about 20 seconds, for example, so that the blood oxygen concentration decreases. However, there are individual differences in the time from when breathing is stopped until the blood oxygen level decreases, and it is a burden for some subjects to uniformly stop breathing for a long period of time. Therefore, it is desirable to resume breathing of the subject when the blood oxygen level begins to decrease.

そこで、被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したことを表す予め定めた低下条件を設定しておき、ＣＰＵ２０Ａは、血中酸素濃度の変化が低下条件を満たした場合に、被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したと判定して、被測定者に呼吸の再開を指示し、ＬＦＣＴの測定を開始する。 Therefore, a predetermined lowering condition indicating that the blood oxygen concentration of the person to be measured is lower than that before stopping breathing is set, and theCPU 20A determines that when the change in the blood oxygen concentration satisfies the lowering condition, , it determines that the blood oxygen concentration of the person to be measured is lower than that before the person to be measured stops breathing, instructs the person to restart breathing, and starts the LFCT measurement.

予め設定する血中酸素濃度の低下条件は、被測定者の血中酸素濃度が低下したことが定量的に判定可能な条件であればどのような条件であってもよい。 The blood oxygen concentration lowering condition set in advance may be any condition as long as it is a condition that allows quantitative determination that the blood oxygen concentration of the person to be measured has decreased.

例えば血中酸素濃度が予め定めた基準閾値よりも低下することを血中酸素濃度の低下条件に設定する。基準閾値には各被測定者に共通した値を用いてもよいが、被測定者が呼吸を停止する前の血中酸素濃度、すなわち平常時の血中酸素濃度には個人差があるため、被測定者毎に、各々の平常時の血中酸素濃度にあわせて設定した基準閾値を用いてもよい。基準閾値は、例えばＲＯＭ２０Ｂに予め記憶されるが、測定担当者によって変更可能な値である。 For example, a blood oxygen concentration lowering than a predetermined reference threshold is set as the blood oxygen concentration lowering condition. A value common to each person to be measured may be used as the reference threshold, but the blood oxygen concentration before the person to be measured stops breathing, that is, the normal blood oxygen concentration varies among individuals. A reference threshold set according to the normal blood oxygen concentration of each subject may be used. The reference threshold value is stored in advance in theROM 20B, for example, but is a value that can be changed by the person in charge of measurement.

しかしながら、被測定者が呼吸を停止させたからといって、測定される血中酸素濃度は測定誤差などから単調減少するわけではなく、実際には微小な増減を伴いながら、全体の傾向として見た場合に低下していく。 However, even if the subject stops breathing, the measured blood oxygen concentration does not monotonically decrease due to measurement errors. decrease in the case.

したがって、被測定者の血中酸素濃度が基準閾値よりも低下した後に、再び血中酸素濃度が基準閾値以上の値になってしまった場合、どの時点で被測定者に呼吸の再開を指示してＬＦＣＴの測定を開始すればよいのか判断に迷ってしまうことになる。 Therefore, when the blood oxygen level of the person to be measured falls below the reference threshold and then rises above the reference threshold again, at what point should the person be instructed to resume breathing? Therefore, it is difficult to determine whether the LFCT measurement should be started.

そこで、血中酸素濃度が基準閾値よりも低下し、かつ、血中酸素濃度が基準閾値よりも低下した直後に設けた規定期間における血中酸素濃度の統計量が、基準閾値よりも低下することを血中酸素濃度の低下条件に設定してもよい。本実施形態に係る予め定めた期間の一例である規定期間は、例えばＲＯＭ２０Ｂに予め記憶され、測定担当者によって変更可能な値である。 Therefore, the blood oxygen concentration falls below the reference threshold, and the statistic of the blood oxygen concentration in a specified period set immediately after the blood oxygen concentration falls below the reference threshold falls below the reference threshold. may be set as the blood oxygen concentration lowering condition. A specified period, which is an example of a predetermined period according to the present embodiment, is a value that is stored in advance in theROM 20B, for example, and that can be changed by the person in charge of measurement.

規定期間における血中酸素濃度の統計量とは、例えば規定期間に測定した血中酸素濃度の平均値、最低値、及び中央値等、規定期間における血中酸素濃度の代表値のことである。 The statistic of blood oxygen concentration in a specified period is a representative value of blood oxygen concentration in a specified period, such as an average value, minimum value, and median value of blood oxygen concentration measured in a specified period.

なお、血中酸素濃度が基準閾値よりも低下した直後は、血中酸素濃度が再び基準閾値以上の値になる傾向が見られることから、規定期間の後半に測定された血中酸素濃度ほど統計量に与える影響が大きくなるように重み付けを行った血中酸素濃度の加重平均を用いてもよい。 Immediately after the blood oxygen concentration falls below the reference threshold, there is a tendency for the blood oxygen concentration to rise above the reference threshold again. A weighted average of blood oxygen levels that are weighted so that the effect on volume is greater may be used.

また、血中酸素濃度の微小な増減に左右されずに血中酸素濃度の全体的な変化の傾向を把握するため、ＣＰＵ２０Ａは、規定期間における血中酸素濃度の低下の度合いを算出し、算出した血中酸素濃度の低下の度合いによって、被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したか判定してもよい。 In addition, in order to grasp the tendency of the overall change in blood oxygen concentration without being influenced by minute increases or decreases in blood oxygen concentration, theCPU 20A calculates the degree of decrease in blood oxygen concentration in a specified period, and calculates It may be determined whether or not the blood oxygen concentration of the person to be measured is lower than before the breath is stopped, based on the degree of decrease in the blood oxygen concentration.

具体的には、ＣＰＵ２０Ａは、測定した血中酸素濃度に対して最小二乗法を適用して、血中酸素濃度の全体的な変化の傾向を示す回帰直線を算出する。回帰直線は縦軸を血中酸素濃度、横軸を時間とするグラフで表されることから、算出した回帰直線の傾きが血中酸素濃度の低下の度合いを表す。したがって、回帰直線の傾きが、本実施形態に係る予め定めた基準の低下度合いの一例である基準低下度を超えることを血中酸素濃度の低下条件に設定する。 Specifically, theCPU 20A applies the method of least squares to the measured blood oxygen concentration to calculate a regression line indicating the trend of overall changes in the blood oxygen concentration. Since the regression line is represented by a graph in which the vertical axis is blood oxygen concentration and the horizontal axis is time, the slope of the calculated regression line represents the degree of decrease in blood oxygen concentration. Therefore, the blood oxygen concentration lowering condition is set such that the slope of the regression line exceeds a reference degree of decrease, which is an example of a predetermined reference degree of decrease according to the present embodiment.

基準低下度は、血中酸素濃度が低下し始めた場合に測定される回帰直線の傾きのことである。したがって、回帰直線の傾きが基準低下度を超えた場合に、血中酸素濃度が低下し始めたことを表す。基準低下度は、例えば複数の被測定者から得られた血中酸素濃度の測定データや、コンピュータシミュレーションの結果により予め決定され、ＲＯＭ２０Ｂに予め記憶される。基準低下度として各被測定者に共通した値を用いてもよいが、基準閾値と同じく、呼吸を停止した場合における血中酸素濃度の低下の度合いにも個人差があるため、被測定者毎に異なる基準低下度を用いるようにしてもよい。 The reference degree of decline is the slope of the regression line measured when the blood oxygen level begins to decline. Therefore, when the slope of the regression line exceeds the reference degree of decrease, it indicates that the blood oxygen concentration has started to decrease. The reference degree of decrease is determined in advance based on, for example, measurement data of blood oxygen levels obtained from a plurality of subjects or results of computer simulation, and is stored in theROM 20B in advance. A value common to each subject may be used as the reference degree of decrease. You may make it use a different reference|standard fall degree for.

更に言えば、上述したように、血中酸素濃度を測定するセンサ部の取り付け部位は必ずしも被測定者の指先である必要はないため、例えば被測定者の耳たぶにセンサ部を取り付けて血中酸素濃度を測定してもよい。この場合、血中酸素濃度を測定する部位の違いによって体表から血管までの距離や体の脂肪量等が異なるため、平常時の血中酸素濃度に相関を持つ生体情報にも違いが生じることがある。したがって、血中酸素濃度を測定する部位によって、異なる基準閾値を用いるようにすることが好ましい。 Furthermore, as described above, the attachment site of the sensor unit for measuring the blood oxygen concentration does not necessarily have to be the fingertip of the person to be measured. Concentration may be measured. In this case, the distance from the body surface to the blood vessels and the amount of fat in the body differ depending on the site where the blood oxygen concentration is measured, so there will be differences in the biological information that correlates with the normal blood oxygen concentration. There is Therefore, it is preferable to use different reference thresholds depending on the site where the blood oxygen concentration is measured.

上記に示した血中酸素濃度の低下条件は、血中酸素濃度が基準閾値よりも低下することを前提とした条件であったが、基準閾値の設定が困難な場合には、血中酸素濃度を基準閾値と比較することなく、基準低下度と比較するものであってもよい。具体的には、血中酸素濃度の低下の度合いが基準低下度を超えることを血中酸素濃度の低下条件に設定する。 The conditions for lowering the blood oxygen concentration shown above were based on the premise that the blood oxygen concentration would be lower than the reference threshold. may be compared with the reference degree of decrease without comparing with the reference threshold. Specifically, the blood oxygen concentration lowering condition is set such that the degree of lowering of the blood oxygen concentration exceeds a reference degree of lowering.

ＣＰＵ２０Ａは、被測定者が呼吸を停止させた後の期間を予め定めた長さの期間（「分割期間」という）に分割し、分割期間毎に血中酸素濃度の変化を示す回帰直線を算出して基準低下度と比較することで、被測定者の血中酸素濃度が呼吸を停止する前より低下したか判定する。 TheCPU 20A divides the period after the person to be measured stops breathing into periods of predetermined length (referred to as "divided periods"), and calculates a regression line indicating changes in the blood oxygen concentration for each divided period. Then, it is determined whether or not the blood oxygen concentration of the person to be measured has decreased from that before breathing was stopped by comparing with the reference degree of decrease.

ステップ１０８において、ＣＰＵ２０Ａは、測定した血中酸素濃度が血中酸素濃度の低下条件を満たしたか否かによって、被測定者の呼吸の停止に伴って血中酸素濃度が低下したか否かを判定する。被測定者の血中酸素濃度が低下していない場合には、血中酸素濃度が低下条件を満たしているかの判定を繰り返し実行する。一方、被測定者の血中酸素濃度が低下した場合にはステップ１１０に移行する。 Atstep 108, theCPU 20A determines whether or not the blood oxygen concentration has decreased due to the subject's cessation of breathing, depending on whether the measured blood oxygen concentration satisfies the blood oxygen concentration decrease condition. do. If the blood oxygen concentration of the person to be measured has not decreased, the determination of whether the blood oxygen concentration satisfies the decrease condition is repeatedly executed. On the other hand, when the blood oxygen concentration of the person to be measured has decreased, the process proceeds to step 110 .

なお、被測定者によっては、体調の状態により血中酸素濃度が低下するまで時間を要し、血中酸素濃度が低下したと判定されるまで息が続かないようなことがある。このような場合、被測定者に過度な負担を強いることになる。したがって、ステップ１０６で被測定者に対して息止め開始の指示を行ってから予め定めた待機時間が経過しても、被測定者の血中酸素濃度が低下しないような場合には、待機時間経過後に呼吸の再開を指示し、被測定者にしばらく休憩してもらってから、再度ステップ１００から測定処理をやり直すようにしてもよい。 It should be noted that depending on the subject's physical condition, it may take time for the blood oxygen concentration to decrease, and the person may not be able to breathe until it is determined that the blood oxygen concentration has decreased. In such a case, an excessive burden is imposed on the person to be measured. Therefore, if the blood oxygen level of the person to be measured does not decrease even after a predetermined waiting time elapses after the subject is instructed to start holding his or her breath instep 106, the waiting time After the lapse of time, the subject may be instructed to resume breathing, and the subject may rest for a while, and then the measurement process may be performed again fromstep 100 .

被測定者の血中酸素濃度が低下したことにより、ステップ１１０において、ＣＰＵ２０Ａは被測定者に対して呼吸再開の指示を行う。具体的には、例えば表示部２２に呼吸を再開するように指示したメッセージを表示させることで行ってもよいし、音声や振動による指示でもよい。ＣＰＵ２０Ａは、呼吸の再開時間からＬＦＣＴの測定を開始する。 Instep 110, theCPU 20A instructs the subject to resume breathing because the blood oxygen concentration of the subject has decreased. Specifically, for example, a message instructing to resume breathing may be displayed on thedisplay unit 22, or an instruction may be given by voice or vibration. TheCPU 20A starts measuring the LFCT from the respiration restart time.

被測定者の呼吸の再開時間は、例えば被測定者に対して呼吸の再開を指示した時間とすればよいが、被測定者に呼吸の再開を指示しても、被測定者が実際に呼吸を再開するまでには時間差が生じることがある。したがって、ＣＰＵ２０Ａは、呼吸の再開を指示するタイミングに向けてカウントダウン等を行い、被測定者に呼吸を再開するタイミングを事前に知らせるようにしてもよい。 The respiration time of the person to be measured may be, for example, the time when the person to be measured is instructed to resume breathing. There may be a time lag before restarting. Therefore, theCPU 20A may perform a countdown or the like toward the timing of instructing resuming of breathing to inform the subject of the timing of resuming breathing in advance.

また、例えば押下することでＣＰＵ２０Ａに再開通知を通知するボタンを被測定者に持たせ、生体情報測定装置１０からの呼吸再開の指示の後、被測定者が呼吸を再開したタイミングで被測定者自身にボタンを押下させるようにしてもよい。この場合、ＣＰＵ２０Ａは、再開通知を受け付けた時間を被測定者の呼吸の再開時間とする。 In addition, for example, the subject is given a button that, when pressed, notifies theCPU 20A of a resumption notification, and after the biologicalinformation measuring device 10 instructs the subject to resume breathing, the subject can press the button at the timing when the subject resumes breathing. You may make it push a button by itself. In this case, theCPU 20A sets the time when the resumption notification is received as the respiration resumption time of the subject.

また、ＣＰＵ２０Ａは、公知の手法を用いて、脈波から被測定者の呼吸波形を抽出し、抽出した呼吸波形から呼吸の再開時間を特定するようにしてもよい。 Further, theCPU 20A may extract the subject's respiratory waveform from the pulse wave using a known method, and specify the respiration time from the extracted respiratory waveform.

具体的には、ＣＰＵ２０Ａは、脈波の変化を示すグラフからピーク変曲点及びボトム変曲点を抽出し、ピーク変曲点間、及びボトム変曲点間をそれぞれスプライン補間等の公知の補間手法で補間して生成したピーク波形とボトム波形を生成する。「ピーク変曲点」とは、脈波の値が上昇から下降に転じる点であり、「ボトム変曲点」とは、脈波の値が下降から上昇に転じる点である。 Specifically, theCPU 20A extracts a peak inflection point and a bottom inflection point from a graph showing changes in the pulse wave, and performs known interpolation such as spline interpolation between the peak inflection points and between the bottom inflection points. A peak waveform and a bottom waveform generated by interpolating with the method are generated. The "peak inflection point" is the point at which the pulse wave value turns from rising to falling, and the "bottom inflection point" is the point at which the pulse wave value turns from falling to rising.

そして、ＣＰＵ２０Ａは、ピーク波形とボトム波形の差分波形を生成し、生成した差分波形に対して高速フーリエ変換を実施して、差分波形に含まれる周波数成分を算出する。更に、ＣＰＵ２０Ａは、算出した周波数成分から最大周波数成分を求め、求めた最大周波数成分と隣り合う前後の成分の周波数をそれぞれ遮断周波数に設定した後、例えばバンドパスフィルタを用いてそれぞれの遮断周波数の間に含まれる周波数成分だけを残し、それ以外の周波数成分を除去することで呼吸波形を抽出する。 Then, theCPU 20A generates a differential waveform between the peak waveform and the bottom waveform, performs fast Fourier transform on the generated differential waveform, and calculates frequency components contained in the differential waveform. Furthermore, theCPU 20A obtains the maximum frequency component from the calculated frequency components, sets the frequencies of the components before and after the obtained maximum frequency component as cutoff frequencies, and then uses, for example, a band-pass filter to set the cutoff frequencies. Respiratory waveforms are extracted by leaving only the frequency components contained in between and removing other frequency components.

ステップ１１２において、ＣＰＵ２０Ａは、呼吸再開後、所定時間経過したか否かを判定する。この所定時間は、経過観察のための時間として予め設定されており、一例として、６０秒間等である。なお、測定部位によって酸素の到達時間が異なるため、測定部位に適した経過観察のための時間を予め設定しておくとよい。所定時間が経過した場合にはステップ１１４に移行し、所定時間が経過していないと判定した場合には、所定時間が経過するまでステップ１１２の判定処理を繰り返し実行して、所定時間が経過するまで待機する。なお、ＣＰＵ２０Ａは所定時間が経過するまで待機している間、ＩＲ（ｔ）及びＲｅｄ（ｔ）を測定し続ける。 Atstep 112, theCPU 20A determines whether or not a predetermined time has elapsed after resuming breathing. This predetermined time is set in advance as a time for follow-up observation, and is, for example, 60 seconds. In addition, since the arrival time of oxygen differs depending on the measurement site, it is preferable to preset the time for follow-up observation suitable for the measurement site. When the predetermined time has passed, the process proceeds to step 114, and when it is determined that the predetermined time has not passed, the determination processing ofstep 112 is repeatedly executed until the predetermined time passes, and the predetermined time passes. wait until Note that theCPU 20A continues to measure IR(t) and Red(t) while waiting until the predetermined time elapses.

ステップ１１４において、ＣＰＵ２０Ａは、上記ステップ１０２で導出した係数αを、上記の測定により得られたＩＲ（ｔ）又はＲｅｄ（ｔ）に乗じることで補正を行う。なお、本実施形態では、係数α（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）をＩＲ（ｔ）に乗じて補正しているが、Ｒｅｄ（ｔ）を補正する場合、係数αを、ΔＩＲ／ΔＲｅｄ、とすればよい。 At step 114, theCPU 20A performs correction by multiplying IR(t) or Red(t) obtained from the above measurement by the coefficient α derived atstep 102 above. In the present embodiment, IR(t) is multiplied by the coefficient α(ΔRed/ΔIR) for correction. However, when correcting Red(t), the coefficient α may be set to ΔIR/ΔRed.

図２０は、本実施形態に係るＩＲ光信号の時系列データ及び赤色光信号の時系列データの一例を示すグラフである。 FIG. 20 is a graph showing an example of time-series data of an IR light signal and time-series data of a red light signal according to this embodiment.

なお、図２０において、縦軸は受光素子３の出力電圧を表し、横軸は時間を表す。 In FIG. 20, the vertical axis represents the output voltage of thelight receiving element 3, and the horizontal axis represents time.

図２０に示すように、グラフｇ１は、ＩＲ光信号の時系列データであるＩＲ（ｔ）を表す。また、グラフｇ２は、赤色光信号の時系列データであるＲｅｄ（ｔ）を表す。 As shown in FIG. 20, graph g1 represents IR(t), which is time-series data of the IR light signal. A graph g2 represents Red(t), which is the time-series data of the red light signal.

図２１は、本実施形態に係る補正後のＩＲ光信号の時系列データ及び赤色光信号の時系列データの一例を示すグラフである。 FIG. 21 is a graph showing an example of corrected time-series data of the IR light signal and time-series data of the red light signal according to the present embodiment.

なお、図２１において、縦軸は受光素子３の出力電圧を表し、横軸は時間を表す。 In FIG. 21, the vertical axis represents the output voltage of thelight receiving element 3, and the horizontal axis represents time.

図２１に示すように、グラフｇ３は、ＩＲ（ｔ）に係数αを乗じてオフセットを調整したα×ＩＲ（ｔ）を表す。また、グラフｇ４は、赤色光信号の時系列データであるＲｅｄ（ｔ）を表す。 As shown in FIG. 21, a graph g3 represents α×IR(t) obtained by multiplying IR(t) by a coefficient α to adjust the offset. A graph g4 represents Red(t), which is the time-series data of the red light signal.

次に、ステップ１１６において、ＣＰＵ２０Ａは、ステップ１１４で補正して得られたα×ＩＲ（ｔ）、及び、Ｒｅｄ（ｔ）から、上記（７）式を用いて脈波差β（ｔ）を測定する。なお、Ｒｅｄ（ｔ）を補正した場合には、上記（８）式を用いて脈波差β（ｔ）を算出すればよい。 Next, atstep 116, theCPU 20A calculates the pulse wave difference β(t) from α×IR(t) obtained by the correction at step 114 and Red(t) using the above equation (7). Measure. When Red(t) is corrected, the pulse wave difference β(t) can be calculated using the above equation (8).

ステップ１１８において、ＣＰＵ２０Ａは、ステップ１１６で算出した脈波差β（ｔ）に基づいて、被測定者の吸気酸素量の変化に伴う血中酸素濃度の変曲点を検出する。 Atstep 118,CPU 20A detects an inflection point of the blood oxygen concentration associated with changes in the subject's inspired oxygen content based on the pulse wave difference β(t) calculated atstep 116. FIG.

ステップ１２０において、ＣＰＵ２０Ａは、被測定者の吸気酸素量が変化した時点から、ステップ１１８で検出した変曲点までの時間を、ＬＦＣＴとして特定し、本生体情報測定プログラムによる一連の処理を終了する。なお、本実施形態では、ＬＦＣＴの特定までの処理について説明したが、特定したＬＦＣＴを用いて拍出量を算出するようにしてもよい。具体的には、例えば特定したＬＦＣＴを上記（６）式に適用して心拍出量を算出してもよい。 Atstep 120, theCPU 20A specifies the time from when the measured person's intake oxygen amount changed to the point of inflection detected atstep 118 as LFCT, and terminates the series of processes by the biological information measurement program. . Note that, in the present embodiment, the processing up to the identification of the LFCT has been described, but the stroke volume may be calculated using the identified LFCT. Specifically, for example, the specified LFCT may be applied to the above equation (6) to calculate the cardiac output.

図２２は、本実施形態に係る脈波差β（ｔ）から特定されたＬＦＣＴの一例を示すグラフである。図２２では、縦軸は脈波差β（ｔ）を表し、横軸は時間を表す。また、図２３は、比較例に係る振幅比から特定されたＬＦＣＴを示すグラフである。図２３では、縦軸はΔＩＲとΔＲｅｄの振幅比を表し、横軸は時間を表す。 FIG. 22 is a graph showing an example of LFCT identified from the pulse wave difference β(t) according to this embodiment. In FIG. 22, the vertical axis represents the pulse wave difference β(t), and the horizontal axis represents time. Also, FIG. 23 is a graph showing the LFCT specified from the amplitude ratio according to the comparative example. In FIG. 23, the vertical axis represents the amplitude ratio of ΔIR and ΔRed, and the horizontal axis represents time.

図２２に示すように、呼吸を再開した時点から、脈波差β（ｔ）（＝α×ＩＲ（ｔ）－Ｒｅｄ（ｔ））の最大値により示される変曲点までの時間をＬＦＣＴとする。 As shown in FIG. 22, the time from the point of resuming breathing to the point of inflection indicated by the maximum value of the pulse wave difference β(t) (=α×IR(t)−Red(t)) is LFCT. do.

なお、図２２において、グラフｇ５は、脈波差β（ｔ）を片幅ｎデータ（この例ではｎ＝６４）の移動平均として表したものである。また、グラフｇ６は、係数α＝０．３５８３とした場合の脈波差β（ｔ）を表す。このように、脈波差β（ｔ）を片幅ｎデータの移動平均とすることで、血中酸素濃度の違いによる残留脈波成分が除去されるため、より精度の高いＬＦＣＴが得られる。 In FIG. 22, a graph g5 represents the pulse wave difference β(t) as a moving average of single-width n data (n=64 in this example). A graph g6 represents the pulse wave difference β(t) when the coefficient α=0.3583. By using the moving average of the single-width n data as the pulse wave difference β(t) in this way, the residual pulse wave component due to the difference in the blood oxygen concentration is removed, so that a more accurate LFCT can be obtained.

また、図２２に示すグラフｇ５及びグラフｇ６によれば、息止め期間が終了し呼吸を再開した直後から、脈波差β（ｔ）の値が上昇し、１つのピークを迎えた後に値が下降していることが分かる。脈波差β（ｔ）は、血中酸素濃度が低下すると上昇するため、ピークの時点が最も血中酸素濃度が低い状態であり、下降を始める変曲点が呼吸再開により血液中に酸素が取り込まれ始めたことを表している。従って、呼吸を再開しピークを迎えるまでの時間がＬＦＣＴとして特定される。 Further, according to the graphs g5 and g6 shown in FIG. 22, the value of the pulse wave difference β(t) increases immediately after the breath-holding period ends and breathing resumes, and after reaching one peak, the value I know it's going down. Since the pulse wave difference β(t) increases as the blood oxygen concentration decreases, the peak point is when the blood oxygen concentration is the lowest, and the inflection point where it begins to fall is when oxygen is released in the blood due to resumption of breathing. It indicates that it has started to be taken in. Therefore, the time from resuming respiration to reaching the peak is specified as LFCT.

一方、図２３に示す比較例では、振幅比（ΔＲｅｄ／ΔＩＲ）からＬＦＣＴを特定している。このため、例えば脈波振幅の小さい被測定者等の場合に、本来のピーク位置とは異なるピーク位置を検出してしまい、ＬＦＣＴを精度よく特定できない場合がある。 On the other hand, in the comparative example shown in FIG. 23, the LFCT is specified from the amplitude ratio (ΔRed/ΔIR). Therefore, for example, in the case of a person to be measured whose pulse wave amplitude is small, a peak position different from the original peak position may be detected, and the LFCT may not be specified with high accuracy.

なお、上述したように、血中酸素濃度を測定するセンサ部の取り付け部位が必ずしも被測定者の指先である必要はないことを説明したが、例えばセンサ部を耳たぶに取り付けた場合、耳たぶは指先よりも心臓に近いため、血中酸素濃度を指先で測定するよりも血中酸素濃度の低下現象が早く測定される。したがって、ＬＦＣＴの測定にあたり、できるだけ被測定者が呼吸を停止する期間を短くして、被測定者の負担を軽減するためには、血中酸素濃度を耳たぶで測定することが好ましい。 As described above, the attachment site of the sensor unit for measuring the blood oxygen concentration is not necessarily the fingertip of the person being measured. Since it is closer to the heart than the fingertip, the decrease in blood oxygen concentration can be measured more quickly than when the blood oxygen concentration is measured with a fingertip. Therefore, in order to reduce the burden on the subject by shortening the period during which the subject stops breathing as much as possible in measuring the LFCT, it is preferable to measure the blood oxygen concentration with the earlobe.

一方、耳たぶで血中酸素濃度を測定した場合、心臓からの近さゆえに、指先で血中酸素濃度を測定する場合よりも血中酸素濃度の変化が観測されるまでの時間が短くなるため、呼吸再開時のタイミングずれの影響が相対的に大きくなり、ＬＦＣＴの測定精度が低下することになる。 On the other hand, when the blood oxygen level is measured with the earlobe, it takes less time to observe changes in the blood oxygen level than when the blood oxygen level is measured with the fingertip due to its proximity to the heart. The influence of the timing shift at the time of resuming breathing becomes relatively large, and the accuracy of LFCT measurement decreases.

したがって、被測定者の指先と耳たぶにそれぞれセンサ部を取り付けておき、ＣＰＵ２０Ａは、耳たぶで測定された血中酸素濃度を用いてステップ１０８の判定処理を実行し、呼吸の再開を指示するようにする。このようにすることで、指先で測定された血中酸素濃度を用いてステップ１０８の判定処理を行う場合と比較して、被測定者が息を止める時間が短縮されることになる。そして、被測定者に呼吸の再開を指示した後は、指先で測定された血中酸素濃度を用いてＬＦＣＴの測定を開始することが好ましい。 Therefore, sensor units are attached to the subject's fingertip and earlobe, respectively, and theCPU 20A executes the determination processing ofstep 108 using the blood oxygen concentration measured by the earlobe, and instructs to resume breathing. do. By doing so, compared to the case where the determination processing ofstep 108 is performed using the blood oxygen concentration measured with the fingertip, the time for the person to be measured to hold his or her breath can be shortened. After instructing the subject to resume breathing, it is preferable to start the LFCT measurement using the blood oxygen concentration measured at the fingertip.

なお、センサ部の取り付け部位は一例であり、指先及び耳たぶの組み合わせと異なる他の部位の組み合わせであってもよい。すなわち、ＣＰＵ２０Ａは、ＬＦＣＴの測定を開始する前と後で、それぞれ被測定者の異なる部位で血中酸素濃度を測定し、図１７に示した測定処理を実行することがある。 Note that the attachment site of the sensor unit is an example, and may be a combination of other sites other than the combination of the fingertip and the earlobe. That is, theCPU 20A may measure the blood oxygen concentration at different sites of the subject before and after starting the LFCT measurement, and execute the measurement process shown in FIG.

ＬＦＣＴのように血液の拍出量と相関がある生体情報の測定は、血中酸素濃度の測定中にリアルタイムに測定してもよいが、測定した血中酸素濃度を例えば不揮発性の記憶媒体に記憶しておき、血中酸素濃度の測定が終了した後に、記憶した血中酸素濃度の変化を解析することで測定してもよい。不揮発性の記憶媒体として、例えば半導体メモリ、ＨＤＤ(Hard Disk Drive)、光ディスク等が用いられる。 Measurement of biological information that correlates with blood stroke volume such as LFCT may be measured in real time during measurement of blood oxygen concentration, but the measured blood oxygen concentration is stored in, for example, a nonvolatile storage medium. After the measurement of the blood oxygen concentration is completed, the blood oxygen concentration may be measured by analyzing the stored change in the blood oxygen concentration. Semiconductor memories, HDDs (Hard Disk Drives), optical discs, etc. are used as non-volatile storage media, for example.

このように、本実施形態に係る生体情報測定装置１０によれば、呼吸の停止に伴う血中酸素濃度の変化を測定するために被測定者に呼吸を停止させ、被測定者の血中酸素濃度が低下し始めたことを検出した場合に呼吸の再開を指示することで、ＬＦＣＴの測定を行う。 As described above, according to the biologicalinformation measuring device 10 according to the present embodiment, the person to be measured is caused to stop breathing in order to measure the change in the blood oxygen concentration due to the stoppage of breathing, and the blood oxygen concentration of the person to be measured is measured. The LFCT is measured by instructing respiration when detecting that the concentration has started to decrease.

以上、実施の形態を用いて本発明について説明したが、本発明は実施の形態に記載の範囲には限定されない。本発明の要旨を逸脱しない範囲で実施の形態に多様な変更又は改良を加えることができ、当該変更又は改良を加えた形態も本発明の技術的範囲に含まれる。例えば、本発明の要旨を逸脱しない範囲で処理の順序を変更してもよい。 Although the present invention has been described above using the embodiments, the present invention is not limited to the scope described in the embodiments. Various changes or improvements can be made to the embodiments without departing from the gist of the present invention, and the forms with such changes or improvements are also included in the technical scope of the present invention. For example, the order of processing may be changed without departing from the gist of the present invention.

本実施の形態では、一例として図１７に示した測定処理をソフトウェアで実現する形態について説明したが、図１７に示した測定処理の各フローチャートと同等の処理を、例えばＡＳＩＣ(Application Specific Integrated Circuit)に実装し、ハードウェアで処理させるようにしてもよい。この場合、測定処理をソフトウェアで実現した場合と比較して、処理の高速化が図られる。 In the present embodiment, as an example, a form in which the measurement processing shown in FIG. 17 is implemented by software has been described. may be implemented in and processed by hardware. In this case, the speed of the processing can be increased compared to the case where the measurement processing is realized by software.

また、上述した実施の形態では、生体情報測定プログラムがＲＯＭ２０Ｂにインストールされている形態を説明したが、これに限定されるものではない。本発明に係る生体情報測定プログラムは、コンピュータで読み取り可能な記憶媒体に記録された形態で提供することも可能である。例えば、本発明に係る生体情報測定プログラムを、ＣＤ(Compact Disc)－ＲＯＭ、又はＤＶＤ(Digital Versatile Disc)－ＲＯＭ等の光ディスクに記録した形態で提供してもよい。また、本発明に係る生体情報測定プログラムを、ＵＳＢ(Universal Serial Bus)メモリ及びフラッシュメモリ等の半導体メモリに記録した形態で提供してもよい。 Further, in the above-described embodiment, a configuration in which the biological information measurement program is installed in theROM 20B has been described, but the present invention is not limited to this. The biological information measurement program according to the present invention can also be provided in a form recorded on a computer-readable storage medium. For example, the biological information measurement program according to the present invention may be provided in a form recorded on an optical disc such as CD (Compact Disc)-ROM or DVD (Digital Versatile Disc)-ROM. Also, the biological information measurement program according to the present invention may be provided in a form recorded in a semiconductor memory such as a USB (Universal Serial Bus) memory or a flash memory.

更に、生体情報測定装置１０は通信回線を通じて、通信回線と接続される外部装置から本発明に係る生体情報測定プログラムを取得するようにしてもよい。 Furthermore, the biologicalinformation measuring device 10 may acquire the biological information measuring program according to the present invention from an external device connected to the communication line through the communication line.

１発光素子
３受光素子
４動脈
５静脈
６毛細血管
７血球細胞
８生体
１０生体情報測定装置
１２発光制御部
１４駆動回路
１６増幅回路
１８Ａ／Ｄ変換回路
２０制御部
２０ＡＣＰＵ
２０ＢＲＯＭ
２０ＣＲＡＭ
２２表示部
３０除去部
３１補正部
３２測定部
３３検出部
３４特定部
３５推定部
３６報知部
３７推定部
４０コヒーレント光
４２散乱光
４４矢印1 Light-emittingelement 3 Light-receivingelement 4Artery 5Vein 6 Capillary vessel 7Blood cell 8Living body 10 Biologicalinformation measuring device 12 Lightemission control unit 14Drive circuit 16 Amplifier circuit 18 A/D conversion circuit 20Control unit 20A CPU
20B ROM
20C RAM
22display unit 30removal unit 31correction unit 32measurement unit 33detection unit 34identification unit 35estimation unit 36notification unit 37estimation unit 40coherent light 42 scatteredlight 44 arrow